生物醫用多孔鈦及鈦合金表面改性的研究進展

何喜，馮威, *

（1.成都大學機械工程學院，四川 成都 610106；2.四川省粉末冶金工程技術研究中心，四川 成都 610106）

鈦及鈦合金因具有優異的力學性能和生物相容性而常常作為牙科植入物和骨骼損傷修復材料[1]。但鈦合金材料與骨組織的彈性模量不匹配，以及骨細胞在材料內部生長的空間較小等限制了其作為植入物材料使用[2]。為解決彈性模量不匹配的問題，有學者提出用多孔鈦代替實心鈦作為骨植入物材料[3]。盡管多孔鈦及鈦合金可以改善材料彈性模量的不匹配問題，但其生物惰性、細菌感染和耐磨性差等問題仍不可忽視。為了克服上述問題，學者們對鈦及鈦合金進行改性處理。植入體若耐磨性差，摩擦產生的磨屑會引起炎癥并對人體有毒，而植入體表面無抗菌性能則會造成細菌生長，甚至植入體失效。如果能使鈦合金材料表面轉變成生物活性材料，那么鈦及鈦合金與骨的結合界面會由機械嵌合向生物結合轉變，這會更符合生理力學情況的需要，結合變得更加穩定，而且有利于力的傳導。理想的醫用鈦合金材料與骨組織結合的方式是骨鍵合，其結合性質為分子水平的化學鍵合，將提高表面生物活性作為增強結合的措施，以達到應力傳導穩定。本文簡要介紹了多孔鈦及鈦合金材料在成骨、抗菌和耐磨幾個方面的表面改性，并探討了針對其生物醫學應用的表面改性在未來的發展趨勢。

1 生物醫用多孔鈦及鈦合金誘導成骨改性

1.1 改變表面形貌

鈦植入體表面變得粗糙可以增大植入物的比表面積，有利于生物礦化過程，同時增強成骨細胞的附著、增殖和分化。植入體表面合適的微米結構或納米結構對細胞行為具有積極作用，可以很好地促進骨整合。有研究者發現材料表面組織會影響成骨細胞的取向，而表面形貌會影響成骨細胞的形態[4]。

徐廣勝等人[5]用鈦網燒結制備了孔隙率45%的多孔鈦，發現酸洗后多孔鈦表面形成階梯型層狀表面，在模擬體液浸泡時多孔鈦表面能形成均勻的羥基磷灰石層。 酸蝕表面種植體在8 ~ 10 a后的存活率和成功率很高[6]。有學者[7]將酸蝕后的鈦植入物浸泡在氯化鈣溶液中進行改性，發現酸處理讓材料表面變得更粗糙，而鈣改性并沒有對表面結構產生影響。這樣改性后的鈦具有較高的成骨活性和體內穩定性，促進了新骨形成和骨整合。為獲得更高粗糙度的表面結構，有研究者[8]通過噴丸和酸蝕后激光改性，在鈦表面獲得有規律的表面結構(凹槽和孔隙)，從而加速了仿生磷灰石層的形成，誘導更均勻和直接的細胞生長。

除了上述表面改性方法，還有一種方法也可以在鈦表面形成多級孔表面結構，那就是使用造孔劑。該法制備的多孔鈦會在材料中留下因去除造孔劑所留下的大孔和由堆積的金屬粉末之間形成的小孔。然而表面缺陷和微觀粗糙的區域被發現是細菌存在最多的地方，表面均勻、缺陷小的種植材料才可降低細菌附著在種植體上的能力[9]，粗糙的表面在供骨細胞生長時也為細菌生長提供了一個良好的環境。另外，酸處理會減弱多孔鈦的力學性能，因此應該注意酸處理后的鈦合金是否還滿足植入物材料的力學性能要求。鑒于以上缺點，研究者逐漸轉而研究其他方法。

1.2 表面氧化

改變材料的表面形態結構并沒有讓材料獲得生物活性。想實現材料表面生物活性，可以通過陽極氧化、水熱處理等方式對其進行改性，在其表面形成TiO2、NaTiO等生物活性物質。W.F.Wei等人[10]以15 ~ 25 V的電壓讓鈦在NaOH電解液中陽極氧化，令鈦表面形成一層NaTiO納米薄膜，它能促進成骨細胞的擴散、增殖和分化。有研究者發現高糖環境會抑制不同改性鈦表面的細胞粘附、增殖和成骨能力，而TiO2納米管能減輕高糖狀態對誘導成骨的抑制，在糖尿病大鼠體內實驗中發現TiO2納米管表面成骨能力良好[11]。另外，二氧化鈦納米管可以改善骨整合，縮短植入體周圍骨形成所需的時間[12]，而且其表面與水的接觸角接近0°，表現出超親水性。還有研究者[13]發現采用等離子體處理Ti表面也可以顯著提高其親水性。多孔鈦親水性的提高不僅有利于細胞培養液進入多孔鈦孔內，還具有調控蛋白吸附和骨髓間充質干細胞黏附的作用。

徐廣勝等人[5]采用堿熱處理在多孔鈦表面形成了厚度大約2 μm的多孔網狀結構鈦酸鈉。L.Qian等人[14]則采用堿熱處理于不同溫度(60、100和140 °C)在多孔鈦表面制備了TiO2納米結構(包括納米網絡、納米片和納米針)。有學者[15]證明，與其他多孔鈦相比，具有納米針結構的多孔鈦吸附蛋白的能力顯著增強，能促進細胞在納米針功能化支架上的黏附和擴散。但有學者發現在堿熱處理中改性層易產生裂紋，這將與堿熱處理后產生的多孔結構共同作用而令材料整體的力學性能降低。另外，裂紋還會影響材料的活化效果，對羥基磷灰石的沉積、細胞的黏附和增殖都將產生不良影響。為此，王曉花等人[16]采用堿熱處理和熱處理獲得了由大小約200 nm的微孔所組成的網狀無裂紋鈦酸鈉生物活化層，發現它能很快誘導磷灰石的沉積，并推斷裂口是由材料過度腐蝕后網狀結構被溶斷而形成的。

1.3 外加涂層

表面涂層可以將金屬的機械強度與涂層優異的生物性能相結合，陶瓷涂層常常被用來提高鈦植入體的生物活性。常見的陶瓷涂層有羥基磷灰石(HA)、磷酸鈣等。羥基磷灰石是骨骼組織的主要無機成分，具有優良的生物相容性、生物活性和骨傳導性，可讓改性材料與組織形成化學鍵，增強組織與植入材料的作用力，HA處理后的植入物表面的細胞黏附和培養的成骨細胞存活率將會變得更好[17]。磷酸鈣涂層多孔鈦具有明顯的促進組織生長的作用，令新骨形成增加和礦化加速，并通過促進體內早期骨整合而縮短愈合時間[18]。然而有研究者發現對于羥基磷灰石而言，當載荷達到其屈服點以后就會發生脆性崩坍，鈦則繼續發生彎曲屈服。這也是陶瓷涂層的缺點──與金屬基體的變形不匹配。因此有研究者選擇用金屬鍍層。

有研究表明，鎂在體內的降解產物沒有細胞毒性，同時生成的鎂離子可促進新骨形成，增強骨和植入物的整合[19]，并且鎂降解形成的堿性環境具有促進骨組織生長和抗菌的雙重功效[20]。因此，于曉明等人[21]利用離子鍍在Ti6Al4V合金表面沉積了顆粒均勻、致密而無明顯缺陷的Mg鍍層，并發現Mg不僅對金黃色葡萄球菌具有殺滅作用，還可促進細胞的增殖。裴軼豐等人[22]也采用離子鍍在多孔鈦合金表面制備了鎂鍍層，發現多孔材料內部的骨長入和骨修復同樣明顯受到了促進。X.K.Li等人[23]采用離子鍍在多孔Ti6Al4V合金上制備了晶粒尺寸細小的鎂鍍層，膜/基結合力較高，且試驗表明鎂包覆多孔Ti6Al4V合金具有良好的降解性和生物相容性。Mg作為改性層的優勢在于既能發揮基體材料的力學性能，又可以發揮Mg的多重生物功能。有Mg鍍層的多孔鈦合金可促進新骨的生成，令更多的新生骨長入材料多孔結構內部。

2 生物醫用多孔鈦與鈦合金的抗菌改性

植入體感染是骨科手術后的一種并發癥，在植入體上構建抗菌涂層是應對感染的有效策略。抗生素在抑制多種細菌感染方面效果有限，還會產生抗藥性。有研究表明，銅具有良好的抗菌性能，X.M.Yu等人[24]通過離子鍍將MgCu鍍層沉積在Ti6Al4V合金上，提高了植入物的生物活性和抗菌性能。MgCu鍍層釋放的銅在中性環境下對金黃色葡萄球菌有抑制作用[25]，再加上MgCu降解產生的堿性環境，使MgCu鍍層的抗菌作用能持續較長的時間[26]。另外，Ag 和納米Ag[27]由于其優異的抗菌性也常被用作植入體的抗菌改性材料。納米針能穿透細菌的細胞壁，在不影響動物細胞行為的情況下發揮殺菌作用[28]，并且細菌很難抵御[29]。王國慧等人[30-31]通過冷凍鑄造和熱氧化法制備了一種表面具有納米針的多孔鈦，它表現出良好的抗菌和骨整合能力。

3 生物醫用多孔鈦與鈦合金的耐磨改性

植入后的生物醫用鈦合金在磨損后會產生大量細小碎片，從而引發無菌性松動或骨溶解。特別是常用的植入物Ti6Al4V合金，它在磨損條件下會產生有細胞毒性的Al和V，尤其是Al，易引起老年癡呆癥。通過對其表面改性，減少材料在使用過程中的磨損，是延長其使用壽命的關鍵。為此，W.F.Cui等人[32]在Ti6Al4V合金上通過磁控濺射沉積了摩擦因數低、結合力強和生物相容性好的TiN涂層。由于TiN在基體/涂層界面上的力學性能匹配和增強增韌作用，因此該涂層具有良好的結合性能和耐磨性。為解決Al和V溶解的問題，P.Y.Yi等人[33]采用磁控濺射離子鍍在Ti6Al4V合金上沉積了TiAlN涂層，發現該涂層不僅提高了Ti6Al4V合金的耐磨性，而且改善了其耐腐蝕性能。縱觀文獻可以發現，為改善多孔鈦及鈦合金的耐磨性能，研究者們都是在材料表面制備摩擦因數更低的陶瓷類材料作為涂層。

4 展望

多孔鈦及鈦合金是用于生物醫學替代骨的生物材料，盡管具有一些優異性能，特別是耐蝕性和生物相容性，但它們是生物惰性材料，并且耐磨性差、無抗菌性，因此對其表面進行改性是非常有必要的。從總體上講，生物醫用多孔鈦及鈦合金表面改性已經取得一些進展，但人體內復雜的生理環境對其性能要求很高，現在的表面改性方法還不能完全滿足臨床應用的要求。鑒于此，對未來鈦基植入體表面改性研究展望如下：

(1) 對方便快捷，能獲得均勻且不易脫落的涂層，具有生物活性、抗菌性等綜合性能優良的生物醫用材料改性方法的研究應該被重視。

(2) 在研究生物醫用材料時既要考慮多孔鈦及鈦合金的綜合性能，還應考慮每個個體之間的差異性(如是否有糖尿病)對材料植入后的影響。

(3) 復合改性，也就是將2種及以上的改性方法相結合，同時或依次對生物醫用多孔鈦及鈦合金進行改性，取長補短，已經成為一種趨勢，應被研究者重視，以便使醫用多孔鈦及鈦合金的應用更為廣泛。