Elektrochemische und biologische Charakterisierung von Ti

Scientific Reports Band 13, Artikelnummer: 2312 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Die Leistung aktueller biomedizinischer Titanlegierungen wird durch entzündliche und schwere Entzündungszustände nach der Implantation eingeschränkt. In dieser Studie wurde eine neuartige Ti-Nb-Zr-Si-Legierung (TNZS) entwickelt und mit kommerziell reinem Titan und einer Ti-6Al-4V-Legierung verglichen. Die elektrochemischen Parameter der Proben wurden während 1 Stunde und 12 Stunden Eintauchen in phosphatgepufferte Kochsalzlösung (PBS) als normales Medium, PBS/Wasserstoffperoxid (H2O2) als Entzündungsmittel und PBS/H2O2/Albumin/Laktat als schweres Entzündungsmedium überwacht. Die Ergebnisse zeigten eine Wirkung von H2O2 bei entzündlichen Zuständen und das synergistische Verhalten von H2O2, Albumin und Laktat bei schweren entzündlichen Zuständen hinsichtlich einer Verringerung der Korrosionsbeständigkeit von Titan-Biomaterialien. Elektrochemische Tests ergaben aufgrund des Vorhandenseins von Silizidphasen eine überlegene Korrosionsbeständigkeit des TNZS unter allen Bedingungen. Das entwickelte TNZS wurde für anschließende Zellkulturuntersuchungen getestet, um seine Biokompatibilität zu verstehen. Es zeigte in vitro im Vergleich zu Ti–6Al–4V günstige Zell-Material-Wechselwirkungen. Die Ergebnisse legen nahe, dass die TNZS-Legierung ein wettbewerbsfähiges Biomaterial für orthopädische Anwendungen sein könnte.

Die Nachfrage nach künstlichen Implantaten wächst, da in den verschiedenen Ländern die ältere Bevölkerung zunimmt1. Ungefähr 80 % der kommerziellen Implantate bestehen aus metallischen Biomaterialien zur Korrektur von Deformationen im Skelettsystem2,3. Kommerziell reines Titan (CP-Ti, Grad 2, UNS R50400) wird aufgrund seiner guten Korrosionsbeständigkeit und zufriedenstellenden Biokompatibilität üblicherweise als metallisches Biomaterial in zahnärztlichen Geräten, orthopädischen Gelenkersatzteilen und Herz-Kreislauf-Stents verwendet4. CP-Ti verfügt nicht über alle wünschenswerten Eigenschaften für biomedizinische Implantate, daher wird am häufigsten auch eine Ti-6Al-4V-Legierung (auch bekannt als Legierung der Güteklasse 5, UNS R56400) mit höherer Festigkeit verwendet5. Es besteht jedoch eine wachsende Besorgnis über Korrosion und die damit verbundene Elution von Aluminium und Vanadium, die toxische und Nebenwirkungen bei Langzeitanwendungen haben6,7 und neuere verbesserte Titanlegierungen mit niedrigerem Elastizitätsmodul, höherer Festigkeit und überlegener biologischer Leistung werden entwickelt7, 8.

Eine der entwickelten Legierungen ohne Aluminium und Vanadium basiert auf dem Ti-Nb-Zr-System (UNS R58130 nach ASTM F1713) und verfügt über biokompatiblere Nb- und Zr-Elemente sowie einen niedrigeren Elastizitätsmodul im Bereich von 60–80 GPa9,10,11 . Die Kombination von Nb und Zr in dieser Legierung führte zu einer nahezu β-Ti-Phasenstruktur, die korrosionsbeständiger ist als α-Ti- und β-Ti-Phasen, es wurde jedoch nicht das gewünschte Maß an Biokorrosionsbeständigkeit erreicht, ohne die Reaktivität gegenüber den Zellen zu beeinträchtigen12. Neben anderen möglichen Zusatzstoffen gilt Silizium als lebenswichtiges Element im menschlichen Körper für biologische Reaktionen und stellt eine treibende Kraft für das Wachstum und die Entwicklung von neuem Knochen- und Bindegewebe dar13,14.

Nach einer Biomaterialimplantation wird das körpereigene Immunsystem aktiviert, um den Wirt vor Infektionen und Gewebeschäden zu schützen, was zusätzlich durch eine Fremdkörperreaktion15,16 und die Oberflächenablagerung verschiedener Biomoleküle und Proteine ​​wie Albumin17 erschwert wird. Leukozyten erhöhen ihren Sauerstoffverbrauch, indem sie den Atemstoß nutzen, um reaktive Sauerstoffspezies (ROS), Milchsäure, einschließlich Wasserstoffperoxid (H2O2) und seine Derivate, und hypochlorige Säure (HOCl) in das extrazelluläre Medium zu produzieren16,18,19,20. Im Knochengewebe exprimieren Osteoklasten auch HCl, das zusammen ein oxidatives saures Milieu schafft, wobei der pH-Wert während einer Entzündung von neutral auf 5 und darunter sinkt18. Bei schweren Entzündungszuständen können Neutrophile, Makrophagen und Mikroorganismen in der Umgebung des Implantats ein sehr oxidatives und saures Medium mit einem pH-Wert von ⁓ 2–3 erzeugen, das sogar ausreicht, um sehr resistente Materialien wie Gold aufzulösen21. Der passive Schutzfilm auf Titan beginnt unter diesen Bedingungen zu zerfallen, was die Korrosionsrate beschleunigt und zu einer Aufrauhung der Oberfläche und zur Bildung einer intensiv hydratisierten porösen TiOOH-Verbindung führt22,23,24,25. Aktuelle Studien zeigten, dass die Kombination von Albumin und H2O2 die Korrosionsrate von CP-Ti und Ti–6Al–4V26,27 beschleunigte und die Anwesenheit von Milchsäure und H2O2 die Korrosionsbeständigkeit erheblich verringerte28,29. Aufgrund der komplizierten In-vivo-Umgebung kann die Korrosion von Ti-Implantaten erheblich beschleunigt werden, was zu einer deutlich kürzeren Implantatlebensdauer und einem höheren Risiko von Ausfällen führt30,31. Daher sind geeignete Legierungszusätze zu Hochleistungstitanlegierungen erforderlich, um Implantatversagen bei entzündlichen Erkrankungen vorzubeugen. Silizium wurde in einige Legierungen auf Ti-Basis eingeführt32,33,34, es wurde jedoch noch nicht ausreichend analysiert, wenn es dem Ti-Nb-Zr-System hinzugefügt wird. Daher besteht ein Interesse daran, die Ti-Nb-Zr-Si-Legierung als potenzielles Material für orthopädische Anwendungen zu bewerten.

In dieser Arbeit wurde eine neuartige Ti-Nb-Zr-Si-Legierung (TNZS) hergestellt und ihre In-vitro-Eigenschaften, einschließlich der Korrosionsleistung und der biologischen Reaktion auf Zellkulturen, bewertet. Schwere entzündliche Zustände zur elektrochemischen Korrosionscharakterisierung wurden durch Einarbeitung von H2O2, Rinderserumalbumin (BSA), HCl und Calcium-L-Lactat-Hydrat (CLH) in die normale physiologische Lösung simuliert (das Korrosionsverhalten von Titan wurde zuvor untersucht, wenn Albumin und Milchsäure vorhanden sind). getrennt zu H2O2-haltigen Lösungen hinzugefügt26,27,28,29,35,36,37,38,39,40, jedoch noch nicht, wenn beide gleichzeitig hinzugefügt werden). Nach bestem Wissen der Autoren wurde bei schweren Entzündungszuständen nie über eine In-vitro-Korrosion von CP-Ti, Ti–6Al–4V und insbesondere TNZS berichtet. Die elektrochemischen Korrosionsmessungen von TNZS wurden bei entzündlichen und schweren entzündlichen Zuständen durchgeführt, die durch die Zugabe von H2O2 bzw. H2O2/BSA/CLH zur angesäuerten phosphatgepufferten Kochsalzlösung (PBS) simuliert wurden. Diese In-vitro-Eigenschaften der TNZS-Legierung als potenzielle orthopädische Biomaterialien werden diskutiert und mit herkömmlich verwendeten CP-Ti- und Ti-6Al-4V-Legierungen verglichen.

Die optischen Mikroskopie- (Abb. 1a) und SEM-Bilder (Abb. 1b) der TNZS-Legierung zeigen deutlich bestehende lamellare Eutektika, die diskontinuierlich auf der Matrix verteilt sind. Abbildung 1c zeigt ein typisches XRD-Muster der TNZS-Legierung bei α-Ti, β-Ti und intermetallischen Silizidphasen (S1 vom Typ M5Si3 und S2 vom Typ M2Si). Die Phasen wurden identifiziert und gut indiziert, wie in den Diffraktogrammen markiert. Die EDS-Analyse wurde an sechs Punkten der TNZS-Mikrostruktur in den verschiedenen Regionen in der ausgefällten Phase und Matrix durchgeführt, um die Elementverteilung zu untersuchen, wie in der Ergänzungstabelle ST1 (Ergänzungsmaterialdatendatei) dargestellt, und zeigte eine klare Elementaufteilung zwischen diesen Phasen. Die metallische Matrix hat ein Verhältnis von Nb:Zr = 2:1, wohingegen in den Siliziden das umgekehrte Verhältnis Nb:Zr = 1:2 vorliegt, was darauf hindeutet, dass die Zugabe von Silizium zur Ti-Nb-Zr-Legierung und die anschließende Bildung von Siliziden zu einer höheren Bindung von führt Zirkonium in den intermetallischen Phasen, so dass Niob die metallische Phase anreichert34,41.

(a) OM-Bild, (b) rückgestreute (BSE) SEM-Aufnahme, (c) XRD-Muster und (d) vergrößerte BSE-SEM-Aufnahme mit EDS-Punktanalysen der TNZS-Legierung.

Die Ergebnisse thermodynamischer Berechnungen zeigen, dass (ergänzende Abbildung S1a) sich während der Erstarrung zunächst die primäre ß-Phase bildet, nachdem M5Si3-Silizid (S1) als hauptsächliche intermetallische Phase ausgefällt und anschließend die metallische Mischkristallphase durch α-ß-Transus übergegangen ist. Die M2Si (S2)-Phase kann sich nur in lokalen Bereichen bilden, in denen die Zirkoniumkonzentration höher ist (Ergänzende Abbildung S1b), da sich diese Phase in den binären Ti-Si- oder Nb-Si-Systemen nicht bildet. Die Anreicherung der metallischen Phase mit Niob könnte im Hinblick auf die Korrosionsbeständigkeit dieser Legierung als vorteilhaft angesehen werden. Es ist auch zu erwarten, dass sich S1-Silizide in der ß-reichen Matrix ausscheiden, wenn die Phasenumwandlungen dem Diagramm folgen (ergänzende Abbildung S1a), was für eine zusätzliche Verstärkung gegen Verformung sorgt. Dies erfordert eine zusätzliche Analyse, da die mechanischen Eigenschaften der TNZS-Legierung in dieser Studie nicht berücksichtigt werden, es deutet jedoch auf die Möglichkeit zusätzlicher Optionen für die Modifikation der Legierungseigenschaften durch Wärmebehandlung hin.

Abbildung 2 zeigt die OCP-Entwicklung von Proben nach 1 und 12 Stunden Eintauchen in Medien mit normalen, entzündlichen und schweren entzündlichen Zuständen. Die OCP-Werte stiegen mit der Eintauchzeit unter allen Bedingungen an, mit Ausnahme der CP-Ti-Probe im schweren entzündlichen Zustand. Dies weist darauf hin, dass sich Oxidschichten in ihrer Struktur oder chemischen Zusammensetzung verdickt oder rekonstruiert haben, was auf die Unterdrückung anodischer Reaktionen und eine Abnahme der anodischen Stromdichte zurückzuführen sein kann42. Unter allen Bedingungen zeigte die TNZS-Legierung im Vergleich zu CP-Ti und Ti–6Al–4V ein edleres Potenzial, vermutlich aufgrund der Bildung einer passiven Schicht, die aus mehr Nioboxid besteht, die außerdem dichter und defektfreier ist als Oxidschichten, die sich normalerweise auf CP bilden -Ti und Ti–6Al–4V43,44. Beobachtete Schwankungen im OCP der TNZS-Legierungsproben in der entzündlichen Umgebung können durch den hohen Widerstand der Passivschicht verursacht werden, die in Gegenwart von Wasserstoffperoxid brechen und dann repassivieren kann.

OCP-Überwachung der CP-Ti-, Ti-6Al-4V- und TNZS-Proben, die 1 Stunde und 12 Stunden lang (a) simulierten normalen, (b) entzündlichen und (c) schweren entzündlichen Zuständen ausgesetzt waren.

Wie in Abb. 2a,b zu sehen ist, verschieben sich die OCP-Werte zu elektropositiveren Werten, wenn H2O2 zu PBS hinzugefügt wird (um die Entzündungszustände zu simulieren). Dies kann durch die H2O2-Zersetzung in H2 und O2 erklärt werden, die als zusätzliche kathodische Reaktion zur Sauerstoffreduktion wirkt43. Darüber hinaus deuten Tengvalls Studien darauf hin, dass das positive OCP in H2O2-haltigen Lösungen häufig durch Zwischenprodukte mit stark oxidierendem Charakter verursacht wird, die an den Passivfilm auf Ti adsorbieren, wie HO2 und HO44,45. Im Gegensatz dazu war in einer stark entzündlichen Lösung, die BSA und CLH zusätzlich zu H2O2 in PBS enthielt (Abb. 2c), der OCP aller Proben durchweg niedriger als der in Gegenwart von PBS und H2O2 allein (entzündlich), aber höher als in PBS allein (normale Medien). Jüngste Studien legen nahe, dass BSA durch elektrostatische Wechselwirkungen oder Chemisorption über Amino-/Carboxylatgruppen auf Titanoberflächen adsorbiert und so die Geschwindigkeit der kathodischen Reduktion von H2O246,47,48 verringert. Das gleiche Verhalten wurde bei der Zugabe von CLH zu H2O2-haltigen Lösungen berichtet, das die kathodische Stelle durch Adsorption an der Oberfläche erheblich blockiert, was zu niedrigeren OCP-Werten führt28,29. Dies bedeutet jedoch nicht, dass BSA und CLH die Korrosion von Ti im stark entzündlichen Medium hemmen, und es erscheint notwendig, PDP- und EIS-Tests für weitere elektrochemische Studien durchzuführen.

Die Abbildungen S2a–i in der Ergänzungsdatendatei stellen die Nyquist-, Bode-Modul- und Bode-Phasendiagramme der EIS-Tests dar. Die Symbole sind die experimentellen Daten und die durchgezogenen Linien sind Anpassungsdaten. Die Ersatzschaltung (ergänzende Abbildung S3), die auf einer einzelnen Zeitkonstante in Bode-Diagrammen basiert, wurde ausgewählt, um das elektrochemische Korrosionsphänomen im normalen, entzündlichen und schweren entzündlichen Zustand darzustellen, der den Widerstand (Rs) der Lösung und das Konstantphasenelement (CPE) enthält. und der Widerstand der Passivschicht (Rpl)49. Einige Heterogenitäten wie Oberflächenrauheit, Verunreinigungen oder Defekte machten die Einführung eines CPE-Elements anstelle eines einfachen Kondensators48 erforderlich. Die Impedanz des CPE-Elements (Ohm·cm-2) kann durch die Parameter Q und n durch die folgende Gleichung49 beschrieben werden:

wobei n der Leistungskoeffizient ist, der zwischen 0 und 1 variiert, ω eine Kreisfrequenz ist und \(j= \sqrt{-1}\). Die Grenzflächenkapazität wird normalerweise durch den Wert von Q angenähert, wenn n → 1, aber dieser Ansatz hat sich als ungenau erwiesen49. Die folgende Gl. (2) wird verwendet, um die effektiven Kapazitätswerte (Ceff) der Grenzflächenkapazität zu berechnen, sodass ein realistischerer Wert zugewiesen werden kann50, der sich als genauer erwiesen hat:

Ein auf Titanlegierungen gebildeter halbleitender Oxidfilmdickenwert (deff) kann mit dieser Gleichung51 wie folgt ausgewertet werden:

Dabei ist ε die Dielektrizitätskonstante der Schicht (angenommen 45 für reines Ti und seine Legierungen52) und ε0 die Vakuumpermittivität (8,85 × 10−14 F·cm−1). Die angepassten und berechneten Werte durch Gl. (1)–(3) sind in der Ergänzungstabelle ST2 aufgeführt. Die Rpl-Werte aller Proben stiegen nach 12 Stunden in allen Lösungen an, was auf die Bildung und das Wachstum des passiven Schutzfilms schließen lässt. In entzündlichen Medien nimmt die H2O2-Konzentration mit der Zeit aufgrund der Zersetzung von H2O2 zu H2O und O243,53 ab, und hier erleichtert die Verringerung der Oxidationskraft des Mediums die Selbstheilung der Passivschicht. Aus der Ergänzungstabelle ST2 ist ersichtlich, dass die höchsten Rpl-Werte unter den Proben für die TNZS-Legierung erhalten wurden.

Beim Vergleich der Widerstände der Passivschichten anhand der angegebenen Rpl-Werte zeigt sich, dass der Entzündungszustand eine destruktive Wirkung auf die Schichten hat und zu einer Abnahme des Widerstands der Passivschichten führt. Dies ist auf die Bildung von Ti(IV)-H2O2-Komplexverbindungen als Reaktion auf die Reaktion zwischen Ti und H2O254 zurückzuführen. Die Korrosionsbeständigkeit bei schweren Entzündungszuständen hat sich aufgrund der gleichzeitigen Anwesenheit von BSA, CLH und H2O2 merklich verschlechtert, wobei die Rpl-Werte einen synergetischen Effekt auf BSA und CLH bei zunehmender Zersetzung von Titanlegierungen zeigen. Es wurde behauptet, dass das hohe Oxidationspotential von ROS-Zwischenprodukten in Gegenwart von Biomolekülen ein starkes elektrisches Feld über der Passivschicht erzeugt, was zu einer Beschleunigung des Oxidationsprozesses von Ti55,56 führt. Eine weitere mögliche Erklärung für den verringerten Rpl-Wert bei schweren Entzündungszuständen ist die Bildung einer laktatchelatbildenden Verbindung, wenn Titan mit CLH reagiert57,58. Ein ähnliches Verhalten wurde bei Ti beobachtet, wenn es Milchsäure in künstlichem Speichel ausgesetzt wurde57.

Bode-Phasendiagramme (Abb. S2i) zeigen, dass die in das stark entzündliche Medium eingetauchte TNZS-Legierung Phasenwinkel nahe 80° aufwies, was ihre ausgezeichnete Korrosionsbeständigkeit und langsamere Reaktivität im Vergleich zu anderen Proben mit Phasenwinkeln von 50° bestätigt. Dies weist darauf hin, dass die Mikrostruktur und die chemische Zusammensetzung das Schutzniveau bestimmen, das durch die auf TNZS gebildeten passiven Oxidschichten bestimmt wird. Die berechneten Ceff-Werte liegen im Bereich von 10–5 F·cm−2 (Ergänzungstabelle ST2), was typisch für das ist, was für Bulk-Ti und seine Legierungen in simulierten Körperflüssigkeiten berichtet wurde59,60. Die berechneten Werte der Passivschichtdicke (deff) überstiegen einige Nanometer nicht, was mit Werten vergleichbar ist, die in anderen elektrochemischen und nichtelektrochemischen Studien an Ti-Oberflächen ermittelt wurden61.

Die ergänzende Abbildung S4 zeigt PDP-Kurven, die nach 1 und 12 Stunden Eintauchen in normale, entzündliche und schwere entzündliche Zustände für alle Materialien aufgezeichnet wurden. Hierbei wird das Korrosionsverhalten von Proben anhand des Korrosionspotentials (Ecorr), der Korrosionsstromdichte (icorr) und des Polarisationswiderstands (Rp) bewertet. Letzteres könnte mit der Stern-Geary-Gleichung38 berechnet werden:

wobei βa und βc Tafel-Steigungen der anodischen und kathodischen Zweige der PDP-Kurve sind. Die Ecorr-, Icorr- und βa- und βc-Werte wurden mit der Tafel-Extrapolationsmethode bestimmt und in der Ergänzungstabelle ST3 angegeben. Das typische Passivierungsverhalten von Materialien auf Ti-Basis könnte für das Fehlen des Tafel-Verhaltens in anodischen Zweigen unter normalen Bedingungen verantwortlich sein, sodass es unmöglich ist, βa zu bestimmen, und nur βc-Werte angegeben werden62. Die aufgetragenen Werte für icorr vs. Ecorr und Rp vs. Ecorr sind in Abb. 3 dargestellt.

icorr vs. Ecorr: (a) 1 h und (b) 12 h; Rp vs. Ecorr: (c) 1 h und (d) 12 h.

Es ist ersichtlich, dass unter allen Bedingungen die Korrosion der Proben nach 12-stündigem Eintauchen abgenommen hat. Bei normalen Medien kann dies mit der Bildung eines stabilen Oberflächenoxidfilms einhergehen, der die Oberflächen vor weiteren Angriffen schützt. Die erhöhte Korrosionsbeständigkeit bei entzündlichen und schweren entzündlichen Erkrankungen kann auf die katalytische Zersetzung von H2O2 zu H2O und O2 während des 12-stündigen Eintauchens zurückgeführt werden, wodurch die Oxidationskraft der Lösungen verringert wird43,53. Aus den anodischen Zweigen der PDP-Kurven ist ersichtlich, dass sich die Proben in den normalen Medien passiv verhielten, nicht jedoch bei entzündlichen und schweren entzündlichen Zuständen23,27,29. Wie in Abb. 3a,b zu sehen ist, hat die Zugabe von H2O2 zum PBS zu einem Anstieg der Icorr-Werte bei allen Proben geführt, was auf eine höhere Korrosionsrate bei entzündlichen Erkrankungen hinweist. Diese Ergebnisse stehen im Einklang mit früheren Studien zu erhöhtem Icorr und verringertem Rp von CP-Ti und Ti–6Al–4V in H2O2-haltigen biologischen Lösungen. Ähnlich wie beim in Abb. 2b gezeigten OCP waren die Ecorr-Werte für den entzündlichen Zustand (H2O2-haltiges PBS) im Vergleich zum normalen Zustand elektropositiv. Bei Vorhandensein von BSA, CLH und H2O2 in PBS (schwer entzündliche Medien) steigt Icorr drastisch an (Abb. 3a, b) und Rp sinkt (Abb. 3c, d), was darauf hindeutet, dass BSA und CLH zusammen mit H2O2 einen synergetischen Effekt haben zum Korrosionsverhalten von Ti-Implantaten. Auf den Ästen der PDP-Kurven in Abb. S4 sind bei schweren Entzündungszuständen einige Schwankungen zu erkennen, die auf die Wirkung der adsorbierten Biomoleküle auf der Titanoberfläche auf anodische und kathodische Reaktionen in diesem Zustand zurückgeführt werden. Ähnliche Schwankungen in den PDP-Kurven wurden zuvor bei Korrosionsstudien von Edelstahl in bakterienhaltigen Lösungen beobachtet63.

Bei CP-Ti-Material wurde bei entzündlichen und schweren Entzündungszuständen ein allmählicher Anstieg der Icorr beobachtet, was darauf hindeutet, dass die CP-Ti-Oberfläche in Gegenwart von H2O2 oxidiert, das gebildete Oxid jedoch schneller aufgelöst wird, als es für einen angemessenen Schutz erforderlich wäre64. Die Ti-6Al-4V-Legierung zeigte unter allen Bedingungen eine bessere Korrosionsleistung als CP-Ti, was mit der Literatur übereinstimmt65. Dort wurde in entzündlichen Medien im Vergleich zum Normalzustand die geringste Korrosionsbeständigkeit beobachtet. Es wurde vermutet, dass der Anstieg des Icorr in diesem Zustand durch die Auflösung von Vanadiumoxid auf der Oberfläche der Ti-6Al-4V-Legierung und die anschließende Entstehung von Leerstellen in den Oxidschichten verursacht wird, die durch H2O2 und Cl- noch verstärkt werden. Ionen46,65. In Bezug auf die Ikorr zeigte die TNZS-Legierung die niedrigsten Werte aller Proben in allen Medien und Eintauchzeiten und wies auch weniger Schwankungen auf als die Ti-6Al-4V-Legierung. Es wurde diskutiert, dass stärkere Stromschwankungen, die in den anodischen Zweigen beobachtet werden, mit der Aufrauung der Oberfläche und der kontinuierlichen Bildung/Zerstörung metastabiler Vertiefungen auf der Elektrodenoberfläche zusammenhängen54,66, was darauf hindeutet, dass die passiven Schichten auf Ti–6Al–4V dabei weniger stabil sind Mittel.

Die höchste Korrosionsbeständigkeit von TNZS ist hauptsächlich auf die Zugabe von insbesondere Nb und in geringerem Maße auf Zr- und Si-Elemente in der Legierung zurückzuführen, was zur Bildung eines inerteren und stabileren Oxidfilms führt. Andere Studien zeigten, dass eine ternäre Ti-Nb-Zr-Legierung eine verbesserte Stabilität der Oberflächenfilme aufweist und eine außergewöhnlich hohe Beständigkeit gegenüber oxidierenden Säuren aufweist39,43. Einige Berichte zeigten die Rolle von Si bei der Stabilisierung der kristallisierten Phasen in Si-Nb-basierten Legierungen, die zur Förderung der Korrosionsbeständigkeit hilfreich sein könnten67,68,69,70. Es wurde auch berichtet, dass die Zugabe von Si die Korrosionsbeständigkeit von Ti-Legierungen in sauren Lösungen aufgrund der Bildung stabiler SiO2- und Si-dotierter TiO2-Passivschichten auf der Ti-Si-Legierung verbessern kann34,71. Die beeindruckende Korrosionsleistung der TNZS-Legierung bei entzündlichen und schweren entzündlichen Erkrankungen ist auf das Vorhandensein einer Nb-angereicherten α + β-Matrix und intermetallischer S1/S2-Phasen zurückzuführen. Die Ergänzungstabelle ST4 vergleicht die aus den PDP-Kurven der in dieser Studie hergestellten TNZS-Legierung extrahierten Korrosionsparameter mit den in der Literatur angegebenen Ti-Nb-Zr-Me-Legierungen (Me = Metall) und zeigt, dass die TNZS-Legierung weniger anfällig für Korrosion ist als die CP-Legierung. Ti-, Ti-6Al-4 V- und Ti-Nb-Zr-Me72,73,74,75,76-Legierungen unter ähnlichen Bedingungen.

Abbildung 4 zeigt die Draufsicht-REM-Bilder von Proben nach 12-stündigem Eintauchen und Aufzeichnen der entsprechenden PDP-Kurven in jeder simulierten Lösung. Die Ergebnisse der EDS-Elementaranalyse der angegebenen Bereiche in Abb. 4 sind in der Ergänzungstabelle ST5 aufgeführt. Es gibt offensichtliche Unterschiede in der Oberflächenmorphologie zwischen CP-Ti-, Ti-6Al-4V- und TNZS-Proben bei normalen, entzündlichen und schweren entzündlichen Zuständen. Wie in Abb. 4a–c zu sehen ist, trat bei CP-Ti unter allen simulierten Bedingungen eine geringere Lochfraßkorrosion und eine geringere Oberflächenaufrauhung auf. Die Abnahme der Ti-Menge und die Zunahme der Sauerstoffmenge bei entzündlichen und schweren Entzündungszuständen deuten darauf hin, dass die Abbaurate des Implantats und das Wachstum der Oxidschicht im Laufe der Zeit in diesen Umgebungen im Vergleich zum Normalzustand gefördert werden.

Oberflächliche REM-Aufnahmen von Proben, die 12 Stunden lang simulierten normalen, entzündlichen und schweren entzündlichen Zuständen ausgesetzt waren: (a–c) CP-Ti, (d–f) Ti–6Al–4V und (g–i) TNZS.

In den Mikroaufnahmen der TNZS-Legierung, die in der normalen Lösung exponiert wurden (Abb. 4g), gibt es weniger Grübchen und lokalisierte Korrosionsprodukte, und die polierte Oberfläche mit Kratzern ist immer noch zu erkennen. Abbildung 4e zeigt die Schlammrissmorphologie und große Vertiefungen mit einem Anstieg des Cl-Gehalts auf der Oberfläche von Ti–6Al–4V, was auf eine höhere Korrosionsrate in saurer H2O2-haltiger PBS-Lösung schließen lässt. Die gleichen Morphologien wurden bei längerer Exposition gegenüber Ti-6Al-4V bei entzündlichen Erkrankungen berichtet23. Die Adsorption von Cl-Ionen an Sauerstofffehlstellen in Gegenwart von H2O2 auf der Oberfläche des Oxids/der Lösung induziert einen Fluss von Kationenfehlstellen zur Metalloxidgrenzfläche und deren Vernichtung77,78. Wie in Tabelle ST5 für die Regionen C, F und I gezeigt, ist mehr Kohlenstoff vorhanden, was mit der erwarteten BSA- und CLH-Adsorption auf Ti-Oberflächen korreliert, wenn sie in Medien mit schwerem Entzündungszustand eingetaucht werden29,79. Diese morphologischen Veränderungen in den verschiedenen Bedingungen korrelieren mit der Variation der n-Werte in Gl. (1), da ihre Verringerung entzündlicher und schwerer entzündlicher Erkrankungen (Tabelle ST2) auf eine größere Oberflächenheterogenität bei diesen Erkrankungen hinweist (Abb. 4).

Aus Abb. 4f ist ersichtlich, dass intergranulare Hohlräume, die durch die Auflösung von Material entstehen, bei schweren Entzündungszuständen zum Abbau der Ti-6Al-4V-Oberfläche führen. Es ist bekannt, dass die Lochfraßbeständigkeit von Ti-Legierungen durch die Zugabe von Al- und V-Elementen erheblich verringert werden kann, und mehrere Studien haben über Korrosion von Ti-6Al-4V-Legierungen in Gegenwart von H2O2 aufgrund der Auflösung von Vanadiumoxid berichtet77. Im Vergleich zu CP-Ti- und Ti-6Al-4V-Materialien zeigte TNZS bei entzündlichen und schweren entzündlichen Zuständen geringere lokale Korrosionsschäden (Abb. 4h, i), es traten jedoch dennoch kleine Grübchen und einige Korrosionsprodukte auf der Oberfläche auf. Die Silizidphasen können auch eine entscheidende Rolle beim Korrosionsverhalten des TNZS in sauren H2O2-haltigen Lösungen spielen, da neuere Studien gezeigt haben, dass z. B. Ti5Si3 (entspricht der S1-Phase in der vorliegenden Studie) eine ausgezeichnete Korrosionsbeständigkeit in angesäuerten H2O2-Lösungen aufwies80. Daraus kann geschlossen werden, dass die beeindruckende Korrosionsleistung der TNZS-Legierung bei entzündlichen und schweren entzündlichen Zuständen auch durch das Vorhandensein intermetallischer Silizidphasen verbessert wird.

Die Ergebnisse der Zell-Material-Wechselwirkungen sind in Abb. 5 und den ergänzenden Abbildungen dargestellt. S5–S7. Für HOC (Abb. 5) ist visuell zu erkennen, dass die Zellen auf TNZS viel besser abschneiden als auf der Ti-6Al-4V-Legierung (mit der gleichen Oberflächenmorphologie), wenn auch schlechter als bei der Negativkontrolle. Dennoch bleibt die HOC-Abdeckungsfläche (%) auf TNZS mit 40–45 % für die Tage 9 bis 27 hoch genug im Vergleich zur Negativkontrolle (40–50 %) und insbesondere Ti–6Al–4V (nur 15–25 %). Bei HUVEC (Abb. S5) ist dieser Unterschied eindeutig der Favorit für TNZS (20–25 % am Tag 15) gegenüber der Negativkontrolle (10 %) und Ti–6Al–4V (nur < 2 %).

HOC-Proliferation und Wachstum (× 100) der Negativkontrolle, Ti–6Al–4V und TNZS nach 1, 3, 9, 15 und 27 Tagen.

In der Genexpressionsanalyse für HOC werden für TNZS viel höhere ALP- und ColI-Werte beobachtet, und diese Unterschiede sind zeitlich stabil (Abb. S6a, b). Am ersten Tag ist Cbfa auf TNZS gut exprimiert, was auf eine potenziell hohe osteogene Natur der Legierung hinweist (Abb. S6d), und OC beginnt bei der Negativkontrolle nach Tag 9 ablesbar zu sein (Abb. S6c), entsprechend der Differenzierung osteogener Zellen. Aus unbekannten Gründen wurde auf der TNZS-Legierung kein OC festgestellt, sodass möglicherweise zusätzliche Tests erforderlich sind. Bei HUVEC (Abb. S7) sind die CD31- und vWf-Expressionen bei der Negativkontrolle klar und nehmen mit der Zeit ab, da bei zu vielen Zellen in vitro eine Abnahme der Zellaktivität beobachtet werden kann. Beide Faktoren sind jedoch für die Angiogenese wichtiger als für die Osteogenese.

Insgesamt konnte festgestellt werden, dass sowohl TNZS- als auch Ti-6Al-4V-Legierungen eine gute HOC-Besiedlung auf dem Substrat zeigten, während die Proliferationsrate bei letzteren im Hinblick auf die Negativkontrolle bescheidener ausfiel. Bei HUVEC war bei Ti–6Al–4V ein leichtes Wachstum zu beobachten, bei TNZS jedoch ein deutlich stärkeres Wachstum. Die wichtigsten osteogenen Marker waren bei TNZS gleichwertig oder höher als bei der Negativkontrolle, was zeigt, dass es sich um einen positiven Kandidaten für orthopädische Anwendungen handelt.

Zusammenfassend beleuchtet diese Studie die elektrochemische Korrosion und das biologische Verhalten einer neuartigen TNZS-Legierung für orthopädische Anwendungen. Die elektrochemischen Messungen untersuchten die Auswirkungen der Eintauchzeit und simulierter biologischer Medien auf die Korrosionsleistung von TNZS-, Ti-6Al-4V- und CP-Ti-Biomaterialien. Eine invasive orthopädische Implantation löst entzündliche und schwere Entzündungsreaktionen aus, die saure Umgebungen mit H2O2 und Biomolekülen in der Nähe des metallischen Biomaterials erzeugen. Die entzündlichen und schweren entzündlichen Medien wurden durch Zugabe von H2O2 bzw. H2O2, BSA und CLH zur PBS-Lösung nachgeahmt. Der OCP-Test zeigte, dass die Werte bei allen Proben mit der Eintauchzeit anstiegen und die TNZS-Legierung im Vergleich zu anderen ein edleres Potenzial aufwies.

Basierend auf den Ergebnissen der EIS- und PDP-Tests zeigte die TNZS-Legierung in allen Medien und elektrochemischen Testzeiten die höchste Korrosionsbeständigkeit. Die hohe Korrosionsbeständigkeit wurde auf das Vorhandensein von Silizidphasen in der Mikrostruktur der TNZS-Legierung zurückgeführt, die in sauren Umgebungen mit H2O2 eine hohe Stabilität aufweisen. SEM/EDS-Analysen nach dem PDP-Test bewiesen die synergistischen Wirkungen von BSA und CLH auf die Korrosionsreaktion von Titan-Biomaterialien bei schweren Entzündungszuständen. Die TNZS-Legierung weist außerdem eine hervorragende biologische Aktivität hinsichtlich der HOC- und HUVEC-Proliferation und des Wachstums auf, was sie zu einem vielversprechenden biomedizinischen Material für orthopädische Anwendungen macht.

Die TNZS-Legierung wurde aus Ti-, Nb-, Zr- und Si-Rohstoffen (Goodfellow Cambridge Ltd., Huntington, UK) durch Vakuum-Lichtbogenschmelzen in Kupferformen hergestellt und in eine Stahlform gegossen, wodurch eine stabförmige Probe mit 20 mm Durchmesser entstand und etwa 100 mm lang. Der Stab wurde ohne weitere Wärmebehandlung weiter in Probenstücke geschnitten. Der Ausgangspunkt der Legierungszusammensetzung basierte auf Zr/Nb-Gewichtsverhältnissen näher an Eins, ähnlich der kommerziellen biomedizinischen Legierung TNZ (UNS R58103 nach ASTM F1713), mit einem Zusatz von bis zu 2 Gew.-% Si. Der Grundgedanke für den Siliziumgehalt bestand darin, die Bildung feiner Silizide auszulösen, aber die Hauptmetallmatrix zu bewahren, wie anhand des unten gezeigten thermodynamischen Gleichgewichts berechnet wurde. Die chemische Zusammensetzung der TNZS-Legierung wurde durch optische Emissionsspektrometrie mit induktiv gekoppeltem Plasma (ICP-OES) mit 11,15 ± 0,19 Gew.-% Zr, 9,61 ± 0,32 Gew.-% Nb, 1,23 ± 0,20 Gew.-% Si und Ti als Rest bestimmt. Handelsüblich reines Titan (CP-Ti, 99,6 % Reinheit) und Ti–6Al–4V-Legierung (Al = 5,5–6,76 Gew.-%, V = 3,5–4,5 Gew.-% und Ti = Rest) wurden von Goodfellow Cambridge Ltd. (Huntingdon) bezogen , Großbritannien). Die Proben wurden in Scheiben mit einer Höhe von 0,5 mm und einem Durchmesser von 15 mm geschnitten. Die Oberfläche wurde mit SiC-Schleifpapier der Körnung 240–2500 geschliffen, mit Aluminiumoxidsuspension (0,3 μm, Allied, Kanada) poliert und anschließend mit 70 % Ethanol (Merck, Deutschland) und entionisiertem Wasser ultraschallgewaschen.

Die Mikrostrukturen der polierten TNZS-Legierung wurden mit einem optischen Mikroskop (OM, Leica DM2500, Deutschland) und einem Rasterelektronenmikroskop (SEM, TESCAN Mira 3, Tschechische Republik) beobachtet, das mit einem energiedispersiven Spektrometer (EDS, QUANTA-450FEI) ausgestattet war , USA) nach chemischem Ätzen mit Kroll-Reagenz (1 ml HF + 2 ml HNO3 + 100 ml H2O) bei Raumtemperatur für 5 Minuten. Die Phasenzusammensetzung der polierten TNZS-Legierung wurde mithilfe eines Röntgendiffraktometers (XRD, Philips PW 3040/60, Niederlande) identifiziert, das bei 30 mA und 40 kV mit einem monochromatischen CuKα als Strahlungsquelle betrieben wurde, wobei 2θ im Bereich von 20° bis 80 lag °.

Die thermodynamische Analyse der TNZS-Legierung wurde mit der CALPHAD-Methode81 durchgeführt. Für die Lösungsphasen wurden flüssige, b-Phasen- (BCC-Struktur) und a-Phasen-Substitutionslösungsmodelle (HCP-Struktur) (Ti, Nb, Zr, Si) verwendet, um ihre Gibbs-Energiefunktionen gemäß dem Redlich-Kister-Formalismus81 zu beschreiben. Binäre und ternäre Wechselwirkungsparameter werden aus den entsprechenden Subsystemen aus einer eigenen thermodynamischen Datenbank mit der FACTSage-Software (FACTSage 8.0, GTT, Deutschland) ermittelt. Für die Silizidphasen wurden zwei Untergittermodelle im Format (Ti, Nb, Zr)aSib angewendet und im ersten Untergitter dieses Modells (metallreich) werden binäre Wechselwirkungsparameter zwischen den Elementen mithilfe von Löslichkeitsdaten in ternären Systemen geschätzt aber ohne den ternären Parameter. Obwohl die Beschreibungen der drei siliziumhaltigen ternären Subsysteme immer noch Unsicherheiten aufweisen und weitere Untersuchungen erfordern, führen neuere Analysen zu zuverlässigeren Daten auf der metallreichen Seite, da das ternäre Ti-Nb-Zr-System ausreichend gut beschrieben wurde82. In dieser Arbeit wurde die thermodynamische Beschreibung nur zur Abschätzung der erwarteten Phasen innerhalb des Zusammensetzungsbereichs der TNZS-Legierung eingesetzt.

Elektrochemische Messungen wurden mit einem Potentiostat (IviumStat.h-Standard, Niederlande) in einem herkömmlichen Drei-Elektroden-System mit einem Graphitstab als Gegenelektrode, Ag/AgCl als Referenzelektrode (RE) und Proben auf Ti-Basis als Arbeitselektrode durchgeführt Elektrode (WE) mit freiliegender Fläche von 1 cm2 (Abb. S8 in der Ergänzungsdatendatei). Die fünf phosphatgepufferten Salztabletten (PBS, Sigma-Aldrich, USA) wurden in 1 l entionisiertem Wasser gelöst, um die Grundlösung herzustellen, die sich auf den normalen physiologischen Zustand bezieht. Eine in 200 ml entionisiertem Wasser gelöste Tablette ergibt eine PBS-Lösung (0,137 M Natriumchlorid, 0,0027 M Kaliumchlorid und 0,01 M Phosphatpuffer) mit einem pH-Wert von 7,34 bei 25 °C. Die Reagenzien H2O2 (30 %, Merck, Deutschland) und Salzsäure (HCl; 37 %, Merck, Deutschland) wurden der PBS-basierten Lösung zugesetzt, um entzündliche Zustände zu simulieren. Für den schweren entzündlichen Zustand wurden der PBS-basierten Lösung H2O2, HCl, Rinderserumalbumin (BSA, Sigma-Aldrich, Deutschland) und Calcium-L-Laktathydrat (CLH, Sigma-Aldrich, Deutschland) zugesetzt (Ergänzungstabelle ST6). . Die pH-Werte und die Leitfähigkeit der Lösungen wurden mit einem Metrohm 691 pH-Meter bzw. einer Mettler Toledo Inlab 730-Sonde gemessen. Die Messungen wurden bei 37 ± 0,5 °C und unter leicht anaeroben Bedingungen durchgeführt, indem Luft + 5 % CO2-Gas durch die Lösung gespült wurden.

Alle Proben wurden vor den Messungen 1 und 12 Stunden lang in simulierte Lösungen eingetaucht, um das zeitabhängige Korrosionsverhalten und die Stabilität der gebildeten Passivschichten zu bewerten. Das Leerlaufpotential (OCP) der Proben wurde 600 s nach jedem Eintauchen aufgezeichnet. Messungen der potentiodynamischen Polarisation (PDP) wurden mit einem Wobbelbereich von –1,5 bis 1,5 V gegenüber der OCP-Spannung bei einer konstanten Wobbelrate von 1 mV·s−1 durchgeführt. Die elektrochemische Impedanzspektroskopie (EIS) wurde im Frequenzbereich von 100 kHz–0,010 Hz unter einer Wechselspannung von 10 mV mit einer Amplitude um das OCP-Potential durchgeführt. EIS-Daten wurden mit der Software ZView (Version 3.1, Scribner Associates) untersucht. Die Qualität der Datenanpassung wurde durch Chi-Quadrat-Werte (χ2) in der Größenordnung von 10−3 bestätigt. Die Reproduzierbarkeit und Zuverlässigkeit der erzielten Ergebnisse wurde durch die Durchführung aller Tests in dreifacher Ausfertigung gewährleistet. Als Post-Korrosions-Studie wurde die Draufsicht-Morphologie von Oberflächen, die 12 Stunden lang simulierten Lösungen ausgesetzt waren, mittels SEM/EDS nach PDP-Tests charakterisiert.

Biologische Reaktionen der neuen Legierung im Vergleich zur Standard-Titanlegierung Grad 5 (Ti–6Al–4V) wurden mit menschlichen Zellen (HOC) aus Knochenmark (6. Passage) und menschlichen Endothelzellen (HUVEC; 9. Passage, PromoCell) analysiert ein unabhängiges Labor für die Analyse implantierbarer Materialien (Laboratoire d'Evaluation des Matériels Implantables – LEMI, Martillac, Frankreich) mit den Einzelheiten des Protokolls, wie zuvor dargestellt83. Kurz gesagt, die Untersuchung der HOC- und HUVEC-Adhäsion wurde mit dem Live/Dead Viability Kit analysiert, wobei lebende Zellen durch das Vorhandensein einer allgegenwärtigen intrazellulären Esteraseaktivität unterschieden werden, die durch die enzymatische Umwandlung des nicht fluoreszierenden zellpermeablen Calcein AM in das intensiv fluoreszierende Calcein AM bestimmt wird Calcein (grün). Kerne toter Zellen werden durch passiven Transport von Ethidiumbromid (rot) gefärbt.

Die Zellproliferation wurde analysiert (LEMI, Matrillac, Frankreich), indem Zellen bei 10 K (HOC) oder 20 K Zellen·cm−2 (HUVEC) in dreifacher Ausfertigung ausgesät und nach verschiedenen Inkubationszeiten mit einem Hämozytometer gezählt wurden (1, 3, 9, 15). und 27 Tage bei 37 °C in einer feuchten Atmosphäre mit 5 Vol.-% CO2). Die Proben wurden zunächst mit vollständigem Kulturmedium bedeckt und 3 × 30 Minuten lang bei 37 °C inkubiert, damit Serumproteine ​​zunächst an der Oberfläche absorbieren und so die In-vivo-Situation nach der Implantation (adsorbierte Proteinschicht) nachahmen konnten. Die Zellzählung wurde am Ende der Inkubationszeit durchgeführt, indem die Zellen unter Verwendung von 0,2 Gew.-% Trypsin in Hanks ausgewogener Ca/Mg-freier Lösung, inkubiert (2 Min.) mit 0,2 Gew.-% Trypanblau in 0,15 M NaCl, abgelöst und die toten Zellen (blau) gezählt wurden. und lebende Zellen (ungefärbt) mit einem Hämozytometer. Als Negativkontrolle wurden überall Kunststoff-Standard-PS-Kulturvertiefungen und als Vergleichsmaterial Proben aus einer Ti-6Al-4V-Legierung verwendet. Die Analyse des Zytoskeletts und der fokalen Adhäsionsbildung nach 24-stündiger Inkubation erfolgte durch Aktin-, Tubulin-, Vinculin- und Integrin-αvβ3-Studie mit der Beschichtung/dem Substrat unter Verwendung von Immunfluoreszenz mit Monoklonalen, die an Fluoresceinisothiocyanat-Isomer I (FITC) oder kristallines Tetramethylrhodaminisothiocyanat (TRITC) konjugiert waren. für Vinculin. Eine Kernmarkierung wurde mittels Hoescht-Färbung83 durchgeführt. Die Untersuchung der HOC- und HUVEC-Differenzierung wurde bei Inkubationszeiten von 1, 3, 9, 15 und 27 Tagen mit Zellen durchgeführt, die bei 100 K Zellen·cm−2 ausgesät wurden. Die Gesamt-RNA wurde nach 1 und 3 Tagen Kontakt aus den Zellen isoliert, cDNA wurde synthetisiert und eine PCR wurde durchgeführt, um die Gene mit einer semiquantitativen Methode zu analysieren, wobei die Ergebnisse auf ein Haushaltsgen (β-Actin) normalisiert wurden. Spezifische Gene standen im Zusammenhang mit HOC (Kollagen Typ 1 (ColI), alkalischer Phosphatase (ALP), Osteocalcin (OC) und Cbfa (Kernbindungsfaktor-Untereinheit Alpha-1, auch bekannt als Runt-bezogener Transkriptionsfaktor 2 (RUNX2). ein Protein-Schlüsseltranskriptionsfaktor, der mit der Differenzierung von Osteoblasten verbunden ist) und für HUVEC (CD31 – ein Thrombozyten-Endothelzelladhäsionsmolekül (PECAM-1) und von Willebrand-Faktor (vWf)), mit weiteren Protokolldetails wie zuvor berichtet83.

Die Bildanalyse der Ergebnisse erfolgte mit ImageJ (v. 1.53s, NIH, USA), angewendet auf Fluoreszenzbilder nach Farbschwellenwertbildung (Huang-Methode im HSV-Raum mit grüner Farbe als Ziel), um dunklen Hintergrund und integriertes Partikelanalysemakro auszuschließen; Zusätzlich wurde die Flächenbedeckung durch die lebenden Zellen mit der der Kontrollen verglichen.

Die zur Untermauerung der Ergebnisse dieser Studie verwendeten Daten sind auf Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

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Wir danken der Europäischen Kommission für die finanzielle Unterstützung im Rahmen des FP6-KMU-Integrationsprojekts „Meddelcoat“ (Vertrag 026501-2) und aus dem Forschungs- und Innovationsprogramm Horizon 2020 der Europäischen Union im Rahmen des Marie Skłodowska-Curie ITN „Premurosa“ (GA 860462). Die Autoren danken dem verstorbenen Dr. AV Mazur für seine Hilfe bei der Vorbereitung der TNZS-Legierung, Dr. H. Yu für seine Unterstützung bei der thermodynamischen Datenbankoptimierung und Dr. D. Sukhomlinov für seine Hilfe bei der Durchführung des SEM/EDS. Das LEMI unterstützt bei der Analyse von Details der Zell-Material-Wechselwirkungen unter der Leitung von Frau Prof. M.-F. Harmand und Frau D. Pierron danken wir ebenfalls.

Abteilung für Chemie- und Metallurgietechnik, School of Chemical Engineering, Aalto University Foundation, 02150, Espoo, Finnland

Aydin Bordbar-Khiabani & Michael Gasik

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AB-K. Methodik, Schreiben-Originalentwurf, Untersuchung; Akquise von MG-Mitteln, Konzeptualisierung, Methodik, Betreuung, schriftliche Überprüfung und Bearbeitung. Alle Autoren haben die veröffentlichte Version des Manuskripts gelesen und ihr zugestimmt.

Korrespondenz mit Aydin Bordbar-Khiabani.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Bordbar-Khiabani, A., Gasik, M. Elektrochemische und biologische Charakterisierung von Ti-Nb-Zr-Si-Legierungen für orthopädische Anwendungen. Sci Rep 13, 2312 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-29553-5

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Eingegangen: 02. Dezember 2022

Angenommen: 06. Februar 2023

Veröffentlicht: 09. Februar 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-29553-5

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