醫用鈦合金微弧氧化膜的制備及其生物相容性研究

王鳳彪，狄士春

（1.哈爾濱工業大學，黑龍江 哈爾濱 150001；2.大連交通大學，遼寧 大連 116023）

醫用鈦合金微弧氧化膜的制備及其生物相容性研究

王鳳彪1,2,*，狄士春1

（1.哈爾濱工業大學，黑龍江 哈爾濱 150001；2.大連交通大學，遼寧 大連 116023）

利用微弧氧化技術在Ti合金表面制備了醫用羥基磷灰石(HA)膜，研究了HA膜在模擬體液中的生物相容性，通過SEM觀察了HA膜在模擬體液中浸泡不同時間的表面形貌，并利用EDS測試了HA膜浸泡前后的Ca、P原子分數。結果表明，HA膜在模擬體液中浸泡后，體液的pH變化不大，而經過溶解–重結晶，新生成的HA晶粒發育更完整，更利于膜層與骨的結合；HA膜的鈣磷比在浸泡前為1.97，浸泡20 d后下降為1.66，接近于人體骨骼標準。

鈦合金；微弧氧化膜；羥基磷灰石；降解；生物相容性

1 前言

羥基磷灰石[Ca10(PO4)6(OH)2，簡稱 HA]是一種典型的生物活性材料，具有與人體硬組織相似的化學成分和結構，是人骨和牙齒的主要無機成分。當其植入人體時，不僅能引導成骨，而且能與新骨形成骨性結合。在肌肉、韌帶或皮下組織種植時，能與組織密切結合，無炎癥或刺激反應[1-4]。因此，常常利用羥基磷灰石作為人工骨、人工關節、人工齒根及骨填充材料等，并得到了臨床應用。

雖然羥基磷灰石具有良好的生物活性和生物相容性，但力學性能尚有不足。這種材料由于其自身強度低、韌性及力學性能差等缺陷[5-8]，難以滿足醫學要求，從而限制了它的應用。如何獲得力學性能、生物相容性與材料壽命的完美結合，成為目前亟待解決的問題。通過研究，人們發現，鈦及其合金的抗蝕性、生物相容性、骨骼融合性、力學性能、可加工性等都符合醫用器件材料的要求[9-12]，并能解決羥基磷灰石強度低、韌性及力學性能差等缺陷。但鈦合金本身并不具有引導成骨的特性。因此，在鈦及鈦合金表面生成羥基磷灰石，使之既有優異的力學性能，又有良好的成骨特性成為生物材料研究者關注的熱點。

應用微弧氧化(Microarc Oxidation，簡稱MAO)技術處理鈦及其合金，在其表面原位生長一層陶瓷膜，能夠提高膜層的抗磨性和抗腐蝕性，而選用適當的電參數和溶液參數，可制備出功能膜。與電鍍、噴膜及高溫合成等方法比較，它不從外部引入陶瓷物料，而是將基體表面的金屬氧化物直接燒結成氧化陶瓷膜[13-15]。因此，利用微弧氧化技術制備以TiO2和羥基磷灰石為陶瓷膜層的醫用鈦合金器件，避免了單一材料的缺點，從而使植入體和人體組織獲得良好的結合。

2 實驗

2. 1 試驗材料

實驗用基體材料為Ti6Al4V鈦合金，其成為如下(以質量分數表示)：Al 5.50% ～ 6.75%，V 3.5% ～ 4.5%，O 0.2% ～ 0.3%，Fe ≤0.5%，其他成分＜0.3%，余量為Ti。

將鈦合金做成20 mm × 20 mm × 3.5 mm的試樣。試樣需經機械拋光、除油和去離子水漂洗。

2. 2 試驗裝置

采用自制的20 kW直流/交流微弧氧化裝置對試樣進行處理(該設備由脈沖電源、電解槽、攪拌系統和冷卻系統組成)，用專用夾具夾持試樣與電源正極相連作為系統陽極，不銹鋼電解槽為陰極。在微弧氧化過程中采用恒電壓模式，電壓設置為510 V，固定電源頻率為500 Hz、脈寬為300 μs、占空比15%。

2. 3 電解液的配制

制備 HA膜層工作液組分包括：去離子水，(CH3COO)2Ca 0.025 mol/L，EDTA-2Na 0.01 mol/L，(NH4)H2PO40.01 mol/L，NaH2PO40.02 mol/L。用氨水調節pH = 11 ～ 12，并保持工作溫度在40 °C以下。

2. 4 生物活性模擬體液的配制

配制500 mL模擬體液(Simulated body fluid，簡稱SBF)，其配方為：

加工完的試樣浸泡于模擬體液中，連續浸泡20 d，并保持恒溫(37 ± 0.5) °C，每5 d測量一次試樣的質量，同時測定模擬體液的pH。

2. 5 數據分析裝置

采用日本電子株式會社的JEOL-JSM-5900LV型掃描電子顯微鏡(SEM)觀測膜形貌和結構特征，英國VG公司的電子能譜(EDS)分析氧化層的成分，Philips公司的X’Pert-MPD型X射線衍射儀(XRD)研究微弧氧化膜層的物相組織結構。

3 結果與討論

3. 1 模擬體液對膜層形貌的影響

含HA涂層的試樣在模擬體液中連續浸泡20 d，每隔5 d的SEM照片見圖1。從圖1a可看出，試樣浸泡5 d后，表面變得更加粗糙，并且孔隙變多，但與浸泡前的試樣相比，其表面形貌沒有明顯的變化。浸泡10 d后(見圖1b)，試樣表面有沉淀物析出。浸泡15 d時，沉淀物明顯增多，并可清晰地看見球狀沉淀物，如圖1c。試樣經20 d的浸泡后(見圖1d)，其表面完全被沉淀物所覆蓋，可看到膜層出現微小裂紋，但很致密。這主要是因為隨著沉淀物的增加，試樣表面變厚，并且鈦合金表面與其上的 HA具有不同的膨脹率，二者同時膨脹時，產生了裂紋。

圖1 試樣在模擬體液中浸泡不同時間的表面形貌Figure 1 Surface morphologies of the sample immersed in SBF for different time

3. 2 模擬體液對膜層組織的影響

試樣在模擬體液浸泡前后的 XRD檢測結果分別見圖2a和2b。對比浸泡前后的HA圖譜基線可發現，浸泡后，膜層的不定型物質明顯減少，而其特征峰強度明顯超過浸泡前。分析認為，這是由于膜層在浸泡后期，其降解速度小于沉積速度，試樣表層不斷沉積新的HA后，膜層厚度變大，導致浸泡后試樣表層HA含量大于浸泡前。另外，經模擬體液浸泡后，試樣膜層經過溶解與重結晶，生成的 HA晶粒比浸泡前燒結得到的HA晶粒發育更為完整，故其不定型物質減少，這也有助于特征峰強度的提高。

圖2 HA膜浸泡前后的XRD譜圖Figure 2 XRD patterns for HA coatings before and after immersion

3. 3 膜層在模擬體液中的生物相容性

3. 3. 1 浸泡時間對HA膜降解的影響

HA膜層材料在模擬體液中浸泡后，其質量及模擬體液的pH均發生變化，出現降解現象。HA膜質量隨浸泡時間的變化如圖3所示。由圖3可以看出，隨著浸泡時間的延長，HA膜質量呈現先下降后增加的趨勢。

圖3 HA膜質量隨浸泡時間的變化Figure 3 Variation of mass of HA coating with immersion time

研究表明，HA溶解為多核溶解機理與蝕洞溶解機理同時起作用。多核溶解機理主要是指溶解起始于顆粒表面的非均勻部分，如凸起、裂紋等，隨后溶解向內部擴展。蝕洞溶解機理是指顆粒表面再溶解時形成蝕刻孔洞，隨著溶解的進行，孔洞變多、變大，溶解速度也隨之增大，而蝕洞溶解的作用也越來越大，并在中后期起著重要作用[8]。研究認為，溶解與周圍液體的雷諾數無關，溶解速度主要受膜層表面形貌的控制，在溶液pH一定時，羥基磷灰石的失重量與時間呈對數關系。因此，可以認為 HA膜層最初在模擬體液中溶解的速度大于生成的類 HA物質的沉積速度，膜層質量下降。隨著時間的推移，溶解速度不斷下降，沉積速度不斷上升，當沉積速度大于溶解速度時，就會有新物質沉積在試樣的表面，使浸泡后的質量增加。

生物醫學通常認為膜層的降解和溶解有利于膜層與骨的結合，在發生降解及溶解的位置，骨組織與膜層材料的結合尤為緊密。這種現象可以從細胞生理學的角度得到解釋：Ca2+可以作為細胞信息的傳遞者在細胞體內釋放，然后促進磷酸鈣鹽與周圍環境的相互作用[11]；因此，膜層溶解造成的相對較大的細胞膜內外的 Ca2+濃度差，大大提高了細胞的活性。同時，P能夠參與多種有關細胞能量的代謝，為有關反應提供能量。因此，膜層的溶解和降解造成的局部相對較高的Ca2+和 P濃度差，刺激了骨的生長，使材料與骨形成了更緊密的結合。

3. 3. 2 浸泡時間對模擬體液pH的影響

HA膜浸泡于模擬體液中，模擬體液的pH隨浸泡時間的變化如圖4所示。它表明，模擬體液pH隨浸泡時間的延長而緩慢上升。

HA膜層溶解時，其OH-會與模擬體液中的H+發生中和反應。HA溶解的動力學機理如下：

圖4 模擬體液pH隨浸泡時間的變化Figure 4 Variation of pH of simulated body fluid with immersion time

因此，隨著浸泡時間的延長，模擬體液的pH會不斷升高，但pH的增大速度隨時間的增加而不斷減小。這是由于該膜層浸泡前所含的 HA晶體發育不完善，浸泡初期，HA膜溶解較多，使OH-增加較多，故pH上升較快；浸泡一段時間后，HA溶解速度降低，模擬體液的pH變化趨勢也相應變小?？傮w而言，模擬體液的pH在20 d內從7.2升到7.9，變化不大。這說明膜層的化學穩定性好，可滿足長期植入人體的需要。

3. 3. 3 模擬體液對鈣磷比的影響

利用SEM上的EDS對HA膜層進行微區成分分析，以分析浸泡前后HA膜Ca、P元素的變化情況，結果見表1。

表1 HA膜浸泡前后Ca、P原子分數的變化Table 1 Variation of Ca and P atomic fraction before and after immersion

由表1可知，浸泡前，HA膜的n(Ca)/n(P)= 1.97，浸泡20 d后，HA膜的n(Ca)/n(P)= 1.66，下降了0.31，而非常接近人體骨骼的標準，即n(Ca)/n(P)= 1.67。原因主要是所配制的模擬體液中，Ca、P離子已處于飽和狀態，溶液中離子濃度或pH稍有變化，都會引起模擬體液的生理變化。因此，Ca、P離子就以HA的固有比例沉積到試樣表面，促使新骨的生成，從而改變了試樣表面的鈣磷比。

4 結論

(1) 通過微弧氧化技術處理Ti6Al4V鈦合金，在其表面形成 HA膜。該膜層在模擬體液中浸泡后，經過溶解與重結晶，所生成的 HA晶粒比浸泡前的 HA晶粒發育更為完整。

(2) 在模擬體液中，HA膜最初的溶解速度大于經溶解–重結晶后生成的HA的沉積速度，膜層質量下降。在浸泡后期，溶解速度不斷減小，新的 HA的沉積速度不斷加快，以致沉積速度大于溶解速度，使浸泡后期 HA膜的質量增加。因此可以認為，膜層的降解和溶解有利于膜層與骨的結合。

(3) HA膜浸泡前的鈣磷比為1.97，浸泡20 d后，其鈣磷比下降為1.66，與人體骨骼標準鈣磷比1.67非常接近。

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Preparation and biocompatibility study of medical micro-arc oxidation coating on titanium alloy //

WANG Feng-biao*, DI Shi-chun

A medicinal hydroxyapatite (HA) coating was fabricated on the surface of titanium alloy with micro-arc oxidation process, and the biocompatibility of the HA coating in simulated body fluid (SBF) was studied. The surface morphology of the HA coating immersed in SBF for different time was observed by SEM, and the atomic fractions of Ca and P in HA coating before and after immersion were determined by EDS. Results proved that the pH of SBF is slightly changed after immersion of HA coating in it, and the regenerated HA grains grow more completely during dissolution–recrystallization, resulting in favorable combination of the coating with bones. Ca/P ratio of the HA coating was decreased from 1.97 before immersion to 1.66 after immersion for 20 d, close to human body bones standard.

titanium alloy; micro-arc oxidation coating; hydroxyapatite; degradation; biocompatibility

Harbin Institute of Technology, Harbin 150001, China

TG178; TG174.453

A

1004 – 227X (2011) 06 – 0025 – 04

2010–11–23

王鳳彪（1979–），男，遼寧沈陽人，講師，在讀博士生，主要從事鈦合金生物涂層研究。

作者聯系方式：(E-mail)wfb_0_0@163.com。

[ 編輯：韋鳳仙 ]