MODIFIKACE POVRCHU TITANU PRO MEDICÍNSKÉ APLIKACE

Transkript

1 MODIFIKACE POVRCHU TITANU PRO MEDICÍNSKÉ APLIKACE HYNEK MORAVEC, JAROSLAV FOJT, VLADIMÍR FILIP a LUDĚK JOSKA Ústav kovových materiálů a korozního inženýrství, Vysoká škola chemicko-technologická v Praze, Technická 5, Praha 6 moravech@vscht.cz Došlo , přijato Klíčová slova: titan, nanostruktura, tepelné zpracování, bioaktivace, hydroxyapatit, buňky Obsah 1. Úvod 2. Titanové implantáty 3. Nanostrukturování povrchu titanu a jeho slitin 4. Modifikace nanostrukturovaného povrchu 4.1. Tepelné zpracování 4.2. Chemické úpravy nanostruktur 5. Interakce buněk s nanostrukturou 6. Závěr 1. Úvod V situaci, kdy je kloub výrazně poškozen zánětem, úrazem nebo artrózou může být jednou z cest řešení problému náhrada kloubem umělým endoprotézou. Současná nabídka na trhu a operační metody umožňují takto řešit většinu kloubních systémů. Nejčastěji bývají vyměňovány klouby kyčelní a kolenní, lze však obnovit i funkci ramene, lokte a drobných kloubů na prstech rukou a nohou. Náhrada poškozeného kloubu endoprotézou vede ke snížení bolestivosti, obnovení pohyblivosti a k celkovému zkvalitnění pacientova života. Jedním ze zakladatelů aloplastiky kyčelního kloubu je britský chirurg John Charnley. Zkonstruoval a jako první použil v roce 1963 jamku z ultravysokomolekulárního polyethylenu v kombinaci s kovovým dříkem zavedeným do stehenní kosti. Zásadní inovací bylo to, že komponenty fixoval ke skeletu kostním cementem na bázi polymethylmetakrylátu 1. První endoprotéza uvedené klasické konstrukce byla v Československu implantována v roce 1969 (cit. 2 ). Podobně se uplatňují implantáty i ve stomatologii. Aplikace implantátů je sice náročnou, nicméně efektivní metodou rekonstrukce chrupu. Po vhojení plní implantáty funkci nosné konstrukce fixní částečné nebo úplné náhrady čelistního oblouku. Na obr. 1 jsou uvedeny příklady implantátů vyráběných v tuzemsku. Při konstrukci a vývoji implantátů je třeba splnit specifické požadavky na vlastnosti materiálu. Důraz je kladen především na mechanické vlastnosti (pevnost, pružnost, tažnost), korozní odolnost a biologickou kompatibilitu. Z hlediska výroby určuje volbu materiálu jeho zpracovatelnost do požadovaného tvaru (slévatelnost, tvářitelnost, obrobitelnost atd.). Těmto požadavkům a ekonomickým podmínkám vyhovují v současnosti hlavně následující tři skupiny materiálů: austenitické korozivzdorné oceli (FeCrNiMo, FeCrNiMo ortopedie), kobaltové slitiny (CoCrMo, CoCrNiMo ortopedie, stomatologie), titan a jeho slitiny (TiAlV, TiAlNb ortopedie, stomatologie) 5,6. a b Obr. 1. a) Totální endoprotéza kyčelního a kolenního kloubu (Beznoska s.r.o.), b) zubní implantáty (Lasak s.r.o) 3,4 40

2 Posledně jmenované materiály se staly významným nástrojem při řešení celé řady problémů spojených se ztrátou funkčnosti kloubních systémů. Důležitým aspektem v tomto směru je ta část povrchu materiálu, která přichází do přímého kontaktu s kostní tkání. Vhodnými modifikacemi povrchu lze podpořit integraci implantátu do kosti. 2. Titanové implantáty Titan a jeho slitiny tvoří významnou část materiálů používaných při konstrukci ortopedických a dentálních implantátů. Pro řadu aplikací nejsou mechanické vlastnosti čistého titanu dostatečné, proto se frekventovaně používá slitina Ti6Al4V. Přes obsah vanadu se tento materiál, původně vyvinutý pro letecký a kosmický průmysl, od 70. let minulého století stále frekventovaněji používá i v medicínských aplikacích 7,8. Titan a jeho slitiny se vyznačují dobrými mechanickými vlastnostmi (kombinace vysoké pevnosti s nízkou měrnou hmotností) a excelentní korozní odolností danou snadnou tvorbou odolné pasivní vrstvy oxidů titanu. Řadí se do skupiny materiálů vyznačujících se biokompatibilitou. Jde o schopnost materiálu, zařízení či systému plnit funkci bez klinicky významné odpovědi hostitele ve specifické aplikaci 9. Implantát se po určitém čase většinou spojí s kostí, která se formuje bezprostředně na povrchu kovu Tento jev je v literatuře označován jako kontaktní osteogeneze nebo osteointegrace 14. V praxi se můžeme setkat s řadou nepříznivých efektů, které limitují životnost implantovaného materiálu. S odstupem času se mohou objevit nežádoucí problémy jako infekce, popřípadě záněty různého původu, nedostatečné vhojení implantátu a aseptické uvolnění Stav povrchu je významný z hlediska interakce tělního prostředí a implantátu. Z toho plyne potřeba úprav směřujících k bioaktivaci. Vhodnými modifikacemi povrchu lze urychlit tvorbu funkčního rozhraní kost implantát, tedy zvýšit osteointegraci, zredukovat dobu vhojování do kosti a umožnit mimo jiné bezpečné a časné zatížení implantátu. Zároveň je žádoucí eliminovat riziko vzniku mezivrstvy měkké tkáně na rozhraní kost povrch kovu. Zvýšení bioaktivity povrchu se dosahuje převedením amorfního TiO 2 do krystalické formy 18. Obdobného efektu lze docílit chemickým ošetřením povrchu titanu založenou na alkalických úpravách Jednou z cest, v současnosti hojně využívanou, je aplikace plazmových nástřiků hydroxyapatitu 23. Organické povlaky zahrnují imobilizaci různých funkčních molekul (proteiny, enzymy atd.) na povrchu implantátu 5. Zavedení těchto úprav přináší obecně vždy určité zlepšení povrchových vlastností a prodloužení životnosti implantátu. Zdá se však, že potenciál většiny používaných povrchových úprav je v současné době téměř vyčerpán a jsou hledány další alternativy. V článku je uveden přehled poznatků o nanostrukturování titanu a jeho slitin a úpravy vzniklého povrchu z hlediska implantologie. 3. Nanostrukturování povrchu titanu a jeho slitin V současnosti jsou intenzivně studovány postupy vedoucí ke vzniku uspořádaných struktur, jejichž rozměry se pohybují řádově v desítkách nanometrů. Při vhodně zvolených podmínkách se na povrchu titanu a jeho slitin vytvoří nanotrubičky oxidů základního kovu. Vzniklá struktura byla poprvé popsaná v práci Zwillinga a spol. v roce 1991 (cit. 24 ). Tsuchiya 25 zjistil, že existence trubkovité nanostruktury na titanu vede ke stimulaci růstu hydroxyapatitu, který je nezbytný pro úspěšnou osteointegraci implantátu. Přítomnost nanostruktury se projevuje pozitivně ve zvýšení adheze, proliferace a diferenciace buněk 26. Díky značnému aktivnímu povrchu nanostruktury mohou být na povrch materiálu adsorbovány biologicky aktivní látky, např. proteiny 16. Nejběžnějším způsobem přípravy nanostrukturovaného povrchu titanu je anodická oxidace ve vhodných prostředích s obsahem látek specificky reagujících s pasivní vrstvou. Trubky za těchto podmínek kolmo vrůstají do základního materiálu. Příklad povrchů s vytvořenou vrstvou nanotrubek zachycuje obr. 2. Zjištění, že lze touto metodou upravit i povrch slitin titanu pro výrobu implantátů, jako např. Ti6Al4V a Ti6Al7Nb, a tedy mít možnost ovlivnění jejich bioaktivity, znamenalo další zatraktivnění těchto materiálů v biomedicínské praxi 27,28. Z hlediska realizace procesu se principiálně jedná o anodickou oxidaci. K vytvoření organizované trubkovité nanostruktury je nutné nalézt optimální kombinaci podmínek expozice. Aplikace elektrického pole na vzorek vede k růstu oxidické vrstvy, složky specificky reagující s pasivní vrstvou ji lokálně napadají a tím je dosaženo požado- Obr. 2. Příklad vzorku s nanostrukturovaným povrchem 41

3 vaných strukturních změn. Převážně se pro titan a jeho slitiny používají elektrolyty obsahující fluoridové ionty, nicméně rozpouštění samotného oxidu zajišťuje vznikající kyselina fluorovodíková 29. Při tvorbě nanotrubek se uplatňují dva protichůdné děje. Prvním z nich je pasivace titanu tvorba vrstvy oxidu titaničitého (1), jejíž tloušťka postupně narůstá 30 : Ti + 2H 2 O = TiO 2 + 4H + + 4e (1) Systém je většinou udržován na konstantní hodnotě potenciálu, růst oxidu se zpomaluje, až vrstva dosáhne limitní tloušťky. Přítomnost fluoridových aniontů F vede k iniciaci pórů vlivem chemického leptání podle následující reakce (2): TiO 2 + 4H + + 6F = [TiF 6 ] 2 + 2H 2 O (2) Vzniklé póry mají za následek ztenčení bariérové vrstvy následované zintenzivněním chemického rozpouštění podle reakce (2) za vzniku rozpustných sloučenin titanu. Současně se začnou na neporušených místech nově vytvářet zárodky pro tzv. mezitrubkový prostor. Takto utvořený systém vrůstá do pasivní vrstvy a délka trubek se zvětšuje do té doby, než se rychlost elektrochemické tvorby oxidu vyrovná rychlosti chemického leptání 31,32. Proces vzniku trubek s uvedením probíhajících dějů demonstruje obr. 3. Volba elektrolytu a podmínek expozice určuje v konečné fázi rozměrové parametry vznikajících trubek. Kromě chemického složení mají značný vliv na tvorbu trubek i ostatní vlastnosti elektrolytu viskozita, ph, teplota atd. 33. Rozměry trubek a jejich morfologie jsou přímo ovlivněny parametry elektrochemického procesu. Obecně platí, že průměr trubek je závislý na hodnotě vloženého potenciálu, jejich délku určuje expoziční čas 34,35. Možnost modifikace geometrických charakteristik trubek je z hlediska bioaplikací zásadní. Díky velké variabilitě možných podmínek tvorby nanostruktur lze připravit trubky o průměrech od 15 do více jak 100 nm (cit. 36 ). Dalším požadavkem určujícím biomedicínskou aplikovatelnost je pevnost vazby nanovrstvy s podkladovým materiálem. Při překročení určité délky trubek dochází k odtržení vrstvy od substrátu. Je proto nutné hledat takové podmínky, aby soudržnost nanostruktury s podkladem vyhovovala příslušným normám a současně byl zachován dostatečně velký aktivní povrch. Z hlediska délky trubek bývají rozlišovány 4 typy elektrolytů 30, ve kterých byl doposud studován růst trubek na titanu. Liší se navzájem chemickým složením, které se následně odráží v morfologii a rozměrech vzniklých nanostruktur povrchů. Za první generaci jsou označovány elektrolyty na bázi vodných roztoků kyseliny fluorovodíkové 37. V této generaci elektrolytů je maximální délka trubek limitována rychlostí rozpouštění oxidu titaničitého. Ve směsi kyselin fluorovodíkové a fosforečné byly při potenciálu 20 V připraveny trubky o délce až 700 nm (cit. 38 ). Následujícím výzkumem bylo zjištěno, že rozhodující vliv na konečnou délku trubek má ph elektrolytu 39. Snížení rychlosti rozpouštění TiO 2 bylo docíleno nahrazením kyseliny fluorovodíkové fluoridem sodným nebo amonným ve formě vodných roztoků s pufračními činidly k udržení ph. Tento typ roztoků je tzv. druhou generací elektrolytů a trubky v nich připravené dosahují délek v řádech jednotek mikrometrů. Další vývoj směřoval k elektrolytům se sníženým obsahem vody. Jako vhodná se ukázala polární organická rozpouštědla na bázi glycerolu, ethylenglykolu nebo dimethylsulfoxidu. Díky potlačení chemického rozpouštění na povrchu se stala konečná délka trubek závislou výhradně na době expozice. Viskóznější elektrolyty (např. glycerol) navíc podporují tvorbu trubek s velmi hladkými stěnami 37. Posledním typem prostředí jsou elektrolyty obsahující kyselinu chlorovodíkovou, peroxid vodíku nebo jejich směsi v různých objemových poměrech Modifikace nanostrukturovaného povrchu Současný výzkum v oblasti nanostrukturovaných povrchů pro bioaplikace směřuje k optimalizaci vlastností s cílem zvýšit bioaktivitu povrchu a tím výrazněji stimulovat buněčné funkce (adheze, proliferace, diferenciace atd.). Obr. 3. Schéma anodizace titanu při růstu oxidické vrstvy (a) a při rozpouštění uvnitř pórů (b) 30 42

4 4.1. Tepelné zpracování Vlastnosti nanotrubek jsou ovlivněny krystalickým stavem, ve kterém se nacházejí. Elektrochemickou oxidací vytvořené nanostruktury jsou amorfní. Vhodným tepelným zpracováním lze převést trubky do krystalické formy, tzn. amorfní oxid titaničitý převést na anatas nebo rutil. Při teplotě 300 C se začíná objevovat anatas 40. S rostoucí teplotou se zvyšuje jeho množství ve struktuře. Současně jsou odstraněny přebytečné fluoridové ionty, které se do nanostruktury dostávají při její tvorbě. Při teplotě kolem 600 C se objevuje směs anatasu (cca 72 hm.%) a rutilu (cca 28 hm.%). Vystavením nanostruktury tepelnému zpracování za teploty 800 C dojde k její destrukci, přičemž se vrstva trubek změní v drsný rutilový film 41, 42. Přítomnost oxidu titaničitého v krystalické formě vede ke stimulaci růstu hydroxyapatitu. Oh a spol. zjistili, že přítomnost anatasu zvyšuje nukleaci hydroxypatitu více než rutil 11. Další studie preferují spíše směs anatasu a rutilu 25,43. Dle autorů Bai a spol. 44 roste aktivita buněk v pořadí amorfní anatas anatas + rutil. Příčinou nukleace hydroxyapatitu je vhodná orientace některých hydroxylových skupin na povrchu trubek Chemické úpravy nanostruktury Precipitace hydroxyapatitu je jedním z nejdůležitějších faktorů, který informuje o úrovni bioaktivity povrchu materiálu. Pro testování in vitro se využívají především roztoky napodobující anorganickou část krevní plazmy, např. simulovaná tělní tekutina (dále jen SBF) 45. Nanostruktura podporuje precipitaci hydroxyapatitu, který bývá rovnoměrně rozložen na stěnách trubek a vykazuje dobrou soudržnost s podkladem 46. Růst hydroxyapatitu lze dále stimulovat vhodnými chemickými úpravami. K nim patří aktivace povrchu alkalickými nebo kyselými roztoky. Oh a spol. 11 se zabývali aktivací povrchu koncentrovaným roztokem hydroxidu sodného. Po expozicích se na stěnách trubek objevily titaničitany různé stechiometrie, např. Na 2 Ti 5 O 11 nebo Na 2 Ti 6 O 13. Po jednodenní expozici v SBF byl detegován vápník s fosforem, bez hydroxidové úpravy se stejné množství objevilo přibližně po týdnu. Mechanismus vzniku hydroxyapatitu byl vysvětlován výměnnou reakcí mezi sodnými ionty na povrchu a vápenatými ionty z SBF. Wang a Luo 47 modifikovali nanostrukturu opakovaným máčením v roztoku chloridu sodného, vápenatého a hydrogenfosforečnanu sodného, a sušením. Po krátkodobém působení SBF se inicializoval silně vázaný hydroxyapatit. Po 4 dnech byl povrch pokryt 10 m silnou vrstvou s výbornou přilnavostí k podkladu (27,2 ± 1,6 MPa). Na zlepšení soudržnosti hydroxypatitového povlaku s trubkami pracoval Kar a spol. 48. Po alkalické úpravě byl růst hydroxyapatitu realizován pulzní elektrochemickou depozicí z roztoku SBF. Odtržení této vrstvy od trubek nastalo při aplikaci 25 MPa. Tepelným zpracováním nanostruktury pokryté hydroxyapatitem při teplotě 600 C v inertní atmosféře se jeho přilnavost zvýšila na hodnotu 40 MPa. Nárůst soudržnosti autoři vysvětlují difuzí vápenatých a titaničitých iontů na rozhraní oxidu a povlaku. Díky velké aktivní ploše nanostruktury lze na její povrch adsorbovat biologicky aktivní látky. Nanotrubky mohou být využity jako nosiče pro antibiotika, proteiny, hormony atd. 49. Kinetiku uvolňování látek do přilehlého okolí lze ovlivnit rozměrovými parametry trubek. Další možností je pokrýt vrstvu adsorbátu biodegradovatelným povlakem, který následně definovaně řídí přestup léčiva z nanostruktury do organismu 50. V některých studiích je poukazováno na sycení nanostrukury antibiotiky potlačujícími nežádoucí děje, přičemž schopnost osteointegrace zůstává zachována. Tímto způsobem by bylo možné v období vhojování implantátu snížit riziko vzniku zánětlivého procesu, který bývá nejčastější pooperační komplikací 50. Han a spol. 51 sytili povrch materiálu širokospektrálním antibiotikem tetracyklinem. Ten byl fixován ke křemičitému xerogelu, který byl nanesen na nanostrukturu. Tetracyklin se pak kontinuálně uvolňoval do prostředí po dobu sedmi dní. Integraci vankomycinu a stříbra do nanostruktur připravených v různých elektrolytech studovali Moseke a spol. 52. Ve směsi kyselin sírové a fluorovodíkové vznikla síť navzájem propojených trubek, v prostředí na bázi glycerolu se vytvořila vrstva samostatně uspořádaných. V druhém zmiňovaném případě disponoval povrch výrazně větší aktivní plochou. Zvýšilo se množství zadrženého vankomycinu, který se uvolňoval v relativně značných dávkách, a to dokonce po dobu 300 dní. Stříbro bylo zabudováno ponorem nanostruktury do roztoku stříbrné soli a aktivováno ozářením ultrafialovým světlem. Stříbrem modifikovaná nanostruktura projevovala baktericidní účinky. 5. Interakce buněk s nanostrukturou Obecně nanostruktura na bázi oxidu titaničitého poskytuje příznivou platformu pro funkci buněk. Stimuluje přilnavost buněk k povrchu, jejich viabilitu (životnost), migraci, proliferaci (množení) nebo metabolickou aktivitu. V současných publikacích je věnována pozornost vlivu průměru trubek na stimulaci buněčných funkcí. Vztah mezi průměrem nanotrubek a jejich interakcí s biologickým prostředím je stále věcí výzkumu 13,53,54. Výhodou nanostruktury je prostor mezi trubkami umožňující proudění tělních tekutin důležitých pro výživu buněk 49. Interakci buněk s nanostrukturovaným povrchem titanu schematicky ukazuje obr. 4. Komunikaci mezi povrchem implantátu a povrchem buňky obstarává membránový receptor integrin. Zjednodušeně řečeno rozhoduje o tom, který typ povrchu je pro buněčný růst výhodný a který naopak ne. V případě optimální morfologie dochází k navázání integrinu na povrch a zároveň k vytvoření komplexů s fokální adhezí (FA komplex). Ty jsou přímo napojeny na aktinová filamenta, tedy na vnitrobuněčný cytoskelet buňky a zprostředkovávají tak pevnou vazbu. Park ve své práci zkoumal závislost mezi velikostí průměru trubek a adhezí, rozložením a růstem buněk na 43

5 Obr. 4. Interakce buněk s nanostrukturovaným povrchem titanu 55 nanostrukturovaném povrchu. Závěrem bylo zjištění, že průměry kolem 15 nm se jevily optimálně k navázání integrinu, vytvoření FA komplexů a vyslání této informace do jádra buňky. Průměry trubek nad 70 nm naopak nepodporovaly tvorbu FA komplexů a způsobovaly apoptózu (buněčnou smrt) Závěr Nová alternativa ke zvýšení bioaktivity titanových implantátů spočívá ve vytvoření nanostrukturovaného povrchu. Výběrem vhodných podmínek lze definovaně připravovat nanostruktury vhodných parametrů s ohledem na biomedicínské aplikace. Nanostruktura stimuluje nukleaci a růst hydroxyapatitu přirozené složky kosti. Tento děj lze intenzifikovat tepelným nebo chemickým zpracováním. Díky velkému aktivnímu povrchu může nanostruktura adsorbovat léčivé přípravky. Modifikací povrchu titanu a jeho slitin nanostrukturou lze vytvořit komplexní systém, který vykazuje zvýšenou bioaktivitu, podporuje buněčnou aktivitu a může být využit jako nosič biologicky aktivních látek. Tato práce vznikla za finanční podpory projektu č. TE (Technologická Agentura ČR). LITERATURA 1. Caton J., Prudhon J.: Int. Orthop. 35, 185 (2011) staženo Jackson M., Ahmed W. (ed.): Surface Engineered Surgical Tools and Medical Devices. Springer, London implantologie/zubni implantaty-impladent/druhyimplantatu, staženo Gurappa I.: Mater. Charact. 73, 49 (2002). 6. Hanawa T.: Sci. Tech. Adv. Mater. 3, 289 (2002). 7. Wang K.: Mater. Sci. Eng., A A213, 134 (1996) staženo Williams D. F.: Biomaterials 29, 2941 (2008). 10. Vasconcellos L. M. R., Oliveira M. V., Graca M. L. A., Vasconcellos L. G. O., Cairo C. A. A., Carvalho Y. R.: J. Mater. Sci.: Mater. Med. 19, 2851 (2008). 11. Oh S.-H., Finones R. R., Daraio C., Chen L. H., Jin S.: Biomaterials 26, 4938 (2005). 12. Mustafa, R., Yoshiki O., v knize: Implant Dentistry - A Rapidly Evolving Practice (Turkyilmaz I. ed.), kap. 3. InTech, Rijeka Brammer K.S., Oh S., Cobb C. J., Bjursten L. M., van der Heyde H., Jin S.: Acta Biomater. 5, 3215 (2009). 14. Dohan Ehrenfest D. M., Coelho P. G., Kang B. S., Sul Y. T., Albrektsson T.: Trends Biotechnol. 28, 198 (2010). 15. Aninwene G. E., Yao C., Webster T. J.: Int. J. Nanomed. 3, 257 (2008). 16. Zhang L., Webster T. J.: Nano Today 4, 66 (2009). 17. Bjursten L. M., Rasmusson L., Oh S., Smith G. C., Brammer K. S., Jin S.: J. Biomed. Mater. Res., Part A 92, 1218 (2010). 18. Uchida M., Kim H. M., Kokubo T., Fujibayashi S., Nakamura T.: J. Biomed. Mater. Res, Part A 64, 164 (2003). 19. Oh S., Jin S.: Mater. Sci. Eng., C 26, 1301 (2006). 20. Jonášová L., Müller F.A., Helebrant A., Strnad J., Greil P.: Biomaterials 25, 1187 (2004). 21. Kim H. M., Miyaji F., Kokubo T., Nakamura T.: J. Mater. Sci.: Mater. Med. 8, 341 (1997). 22. Tamilselvi S., Raghavendran H. B., Srinivasan P., Rajendran N.: J. Biomed. Mater. Res., Part A 90, 380 (2009). 23. Narayanan R., Seshadri S. K., Kwon T. Y., Kim K. H.: J. Biomed. Mater. Res., Part B 85, 279 (2008). 24. Zwilling V., Aucouturier M., Darque-Ceretti E.: Electrochim. Acta 45, 921 (1999). 25. Tsuchiya H., Macak J. M., Mueller L., Kunze J., Mueller F., Greil P., Virtanen S., Schmuki P.: J. Biomed. Mater. Res., Part A 77, 534 (2006). 26. Brammer K. S., Frandsen C. J., Jin S.: Trends Biotechnol. 30, 315 (2012). 27. Yan L., Dongyan D., Congqin N., Shuo B., Lin H., Ming L. Dali M.: Nanotechnology 20, (2009). 28. Macak J. M., Tsuchiya H., Taveira L., Ghicov A., Schmuki P.: J. Biomed. Mater. Res., Part A 75, 928 (2005). 29. Nakagawa M., Matsuya S., Shiraishi T., Ohta M.: J. Dent. Res. 78, 1568 (1999). 30. Macak J. M., Tsuchiya H., Ghicov A., Yasuda K., Hahn R., Bauer S., Schmuki P.: J. Dent. Res. 11, 3 (2007). 31. Rani S., Roy S. C., Paulose M., Varghese O. K., Mor G. K., Kim S., Yoriya S., Latempa T. J., Grimes 44

6 C.A.: Phys. Chem. Chem. Phys. 12, 2780 (2010). 32. Prida V. M., Manova E., Vega V., Hernandez-Velez M., Aranda P., Pirota K. R., Vázquez M., Ruiz-Hitzky E.: J. Magn. Magn. Mater. 316, 110 (2007). 33. Ghicov A., Tsuchiya H., Macak J. M., Schmuki P.: Electrochem. Commun. 7, 505 (2005). 34. Bauer S., Kleber S., Schmuki P.: Electrochem. Commun. 8, 1321 (2006). 35. Macak J. M., Hildebrand H., Marten-Jahns U., Schmuki P.: J. Electroanal. Chem. 621, 254 (2008). 36. Park J., Bauer S., Schlegel K. A., Neukam F. W., von der Mark K., Schmuki P.: Small 5, 666 (2009). 37. Berger S., Hahn R., Roy P., Schmuki P.: J. Electrochem. Soc. 247, 2424 (2010). 38. Sul Y.-T.: Int. J. Nanomed. 5, 87 (2010). 39. Macak J. M., Schmuki P.: Electrochim. Acta 52, 1258 (2006). 40. Li M. O., Xiao X., Liu R.: Appl. Surf. Sci. 255, 365 (2008). 41. Macak J. M., Aldabergerova S., Ghicov A., Schmuki P.: Phys. Status Solidi A 203, R 67 (2006). 42. Yu J., Wang B.: Appl. Catal., B 94, 295 (2010). 43. Narayanan R., Lee H.-J., Kwon T.-Y., Kim K.-H.: Mater. Chem. Phys. 125, 510 (2011). 44. Bai Y., Park I. S., Park H. H., Lee M. H., Bae T. S., Duncan W., Swain M.: Surf. Interface Anal. 43, 998 (2011). 45. Kokubo T., Takadama H.: Biomaterials 27, 2907 (2006). 46. Oh S., Daraio C., Chen L.-H., Pisanic T. R., Finones R. R., Jin S.: J. Biomed. Mater. Res., Part A 78, 97 (2006). 47. Wang L. N., Luo J. L.: Metall. Mater. Trans. A 42, 3255 (2010). 48. Kar A., Raja K. S., Misra M.: Surf. Coat. Technol. 201, 3723 (2006). 49. Neupane M. P., Park I. S., Bae T. S., Yi H. K., Watari F., Lee M. H.: Mater. Chem. Phys. 134, 536 (2012). 50. Popat K. C., Eltgroth M., Latempa T. J., Grimes C. A., Desai T. A.: Biomaterials 28, 4880 (2007). 51. Han C.-M., Lee E.-J., Kim H.-E., Koh Y.-H., Jang J.- H.: Thin Solid Films 519, 8074 (2011). 52. Moseke C., Hage F., Vorndran E., Gbureck U.: Appl. Surf. Sci. 258, 5399 (2012). 53. Das K., Bose S., Bandyopadhyay A.: J. Biomed. Mater. Res., Part A 90, 225 (2009). 54. Balasundaram G., Yao C., Webster T. J.: J. Biomed. Mater. Res., Part A 84, 447 (2007). 55. Park J., Bauer S., von der Mark K., Schmuki P.: Nano Lett. 7, 1686 (2007). H. Moravec, J. Fojt, and L. Joska (Department of Metals and Corrosion Engineering, Institute of Chemical Technology, Prague): Modification of Titanium Surface for Medical Applications Ti implants have become an important instrument in handling various problems associated with the loss of flexibility of a joint system. Having replaced a damaged joint with an endoprosthesis reduces pain, restores flexibility and improves the patient s quality of life. The implantbone integration may be a complicated and lengthy process. Therefore, the state of the material surface is of vital importance. Ti can be treated electrochemically to produce a tubular nanostructure, which can later be modified to achieve bioactivity. Moreover, the large adsorption surface enables anchoring of biologically active substances and pharmaceuticals. The nanostructure and its further modifications could facilitate and strengthen the implant-bone integration, and thus shorten the healing process. The article describes the preparation of nanostructures and summarizes the knowledge of Ti surface treatment. 45