骨植入醫(yī)用鈦合金表面改性涂層研究進展

唐 萍，江少群,2，王 剛

(1．河海大學力學與材料學院，江蘇 南京 211100)(2．南通河海大學海洋與近海工程研究院，江蘇 南通 226019)

1 前 言

隨著社會的發(fā)展，老年人口和骨科疾病患者對可植入生物醫(yī)用材料的需求量日益增加[1,2]。過去幾十年間，研究者們對具有生物相容性可植入人體的骨科材料開展了廣泛的研究。其中，鈦及鈦合金由于其優(yōu)良的生物相容性[3]，以及與其他金屬材料相比具有的無磁性、高耐蝕性、高強度-模量比[4-7]等特點，成為骨科植入材料的研究熱點。但由于Ti及TiO2是生物惰性的，未經處理的表面通常表現(xiàn)出較差的細胞粘附性[8,9]，因此為了激發(fā)鈦合金材料的生物活性，需要對其進行表面改性處理。本文對生物醫(yī)用鈦合金的發(fā)展過程進行了總結，并重點介紹了生物醫(yī)用鈦合金常見的幾種表面改性涂層的研究進展，同時也對其未來相關研究進行了展望，以期為后續(xù)研究提供借鑒與思路。

2 醫(yī)用鈦合金發(fā)展概述

20世紀40年代，純鈦開始作為生物材料受到關注。20世紀60年代，Branemark將純鈦作為口腔植入材料后，純鈦開始部分取代不銹鋼和CoCr合金作為生物植入材料[10]，與此同時，醫(yī)用鈦合金也被研究開發(fā)。隨著研究的深入，鈦合金由第一代α型鈦合金逐漸向耐腐蝕性能和強度更加優(yōu)異的第二代α+β型鈦合金發(fā)展，其中的代表性合金有Ti-6Al-4V、Ti-5Al-2.5Fe、Ti-6Al-7Nb。但第二代鈦合金的彈性模量相對人骨彈性模量(0.2～32 GPa)仍比較高，植入物與骨組織的彈性模量不匹配時，應力將被彈性模量更高的植入物吸收，造成骨骼萎縮，產生應力屏蔽，導致植入物松動[11]。因此當前醫(yī)用鈦合金研發(fā)以彈性模量更加接近于人體骨骼的第三代亞穩(wěn)β型和β型為主[12]。該型鈦合金在合金元素的選用上還避免了對人體有害的或致敏的元素。目前，低彈性模量的β型鈦合金已開發(fā)20余種，其中大多具有生物相容性[13]。如日本采用d-電子合金理論設計開發(fā)了Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr(TNTZ)鈦合金，其彈性模量低至50 GPa，生物活性優(yōu)異，在人體模擬液(simulated body fluid,SBF)中浸泡后能夠在其表面檢測出磷和鈣元素(磷酸鈣的組成元素)[14,15]；中國科學院金屬研究所開發(fā)了新型Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn合金(Ti2448)，其彈性模量僅為45 GPa，強度達850 MPa，表面保護性鈍化膜的生成可使其具有較高的耐腐蝕性[16-18]。

在逐漸找到醫(yī)用鈦合金植入材料彈性模量過高問題的解決途徑后，研究者將目光集中在了鈦合金對細胞增殖分化的影響上[19]。在植入早期階段，Ti和TiO2表面骨整合能力弱，會導致成骨細胞分化不良，造成植入體周圍形成纖維組織[20]，進而造成植入物松動并由于摩擦等情況引發(fā)炎癥。另一方面，目前商業(yè)應用成熟的Ti-6Al-4V植入物在體液中易釋放對人體有毒害作用的Al離子和V離子。因此，為了增加鈦合金植入物的生物活性，阻礙植入物中有毒害離子的釋放，對鈦合金進行表面改性成為醫(yī)用鈦合金的研究熱點。目前，醫(yī)用鈦合金表面改性主要是通過在合金表面沉積相容性涂層或直接改變表面結構與成分[21-23]，從而提高生物相容性、耐蝕性、抗菌性、細胞分化等骨整合能力。

3 骨植入醫(yī)用鈦合金表面改性涂層

研究表明，影響植入材料生物相容性以及骨整合能力的重要因素主要包括材料表面潤濕性、粗糙度、成分以及晶體類型等[24]。體液環(huán)境中，植入材料表面潤濕性好時，蛋白質容易吸附，更利于細胞粘附[25]，此外，特定的表面形貌更有利于細胞分化生長。作為醫(yī)用鈦合金表面改性的重要方法，在合金表面構建合適的改性涂層，可以在保持合金耐腐蝕性能、力學性能的情況下對合金表面結構、表面成分、潤濕性等予以調整，從而實現(xiàn)相容性和骨整合能力的提升。目前，骨植入醫(yī)用鈦合金表面改性涂層常見的主要包括羥基磷灰石(hydroxyapatite,HA)涂層[26]、殼聚糖涂層[27]、TiO2納米管陣列涂層，其中TiO2納米管陣列由于是原位自生長的多孔結構涂層，往往能與其它涂層進行復合，達到更好的功能性[28,29]。

3.1 羥基磷灰石涂層

HA作為人體骨骼主要的無機成分，具有良好的生物相容性，能夠起到骨傳導與骨誘導的作用[30]。HA與體液接觸時，表面離子可以與水溶液中的離子發(fā)生交換作用，膠原蛋白和蛋白質等分子或離子可以吸附在它們的表面上，以產生生物膜和涂層[31]。純HA的機械性能差，不太適用于承重環(huán)境中，但通過在其他植入物表面制備HA涂層進行復合可以解決這個問題。HA涂層不僅可以使骨骼/植入物界面處實現(xiàn)緊密的化學鍵結合，而且還可以充當體液與金屬植入物之間的屏障[32]。

HA涂層的改性效果與其制備方法和制備工藝密切相關，不同方法制備的HA涂層與基體的結合強度、結晶度、致密度等均存在差異。HA涂層與基體的結合強度是決定改性效果的關鍵因素之一，低的結合強度易導致改性失效，HA涂層的剝落可能會造成發(fā)炎等問題[33]。相關研究表明，磁控濺射法制備的HA涂層粘附強度可達80 MPa，高于熱等靜壓、脈沖激光沉積、等離子噴涂和溶膠-凝膠法制備涂層的結合強度(分別約為14，16，25和26 MPa[34])。目前，制備HA涂層采用較多的方法為等離子噴涂法和電泳沉積法，電泳沉積法能涂覆形狀較為復雜的基體，但其結合強度較低[35]。對熱噴涂法制備的HA涂層進行退火處理后，涂層的結合強度明顯提升,這是由于熱處理減少了殘余應力[36]。此外，通過各種預處理技術，如電子束刻蝕、微球噴砂、酸蝕刻和砂紙研磨等方法使鈦合金表面粗糙化，或者在HA涂層與鈦合金基體之間沉積過渡層，均可以提高HA涂層的粘附強度。

HA涂層自身特性，如微觀結構、HA晶粒尺寸、與基體結合強度等對植入材料的生物相容性都有一定影響。HA涂層結晶度差異會對細胞行為產生影響，與高度結晶HA涂層相比，低結晶HA涂層表現(xiàn)出較低的成骨細胞增殖速率。研究發(fā)現(xiàn)，不同結晶度的HA納米涂層和微米涂層顯示出不同的溶解和再沉淀特性[37]，無定型HA在體內表現(xiàn)出高的溶解度，據(jù)推測早期骨骼形成動力學與HA涂層的溶解度有關[38]。通過退火或在高溫(700～800 ℃)下沉積可以實現(xiàn)對HA涂層晶化程度的控制，退火過程將部分非晶涂層轉變?yōu)榻Y晶涂層，獲得具有一定結晶度的結晶結構或離子取代的HA涂層。與片狀HA涂層相比，針狀結構涂層致密均勻，并且針狀結構涂層提供了更多與周圍液體的接觸區(qū)域，因此更適合磷灰石的沉積[39]。HA涂層微觀結構還可以通過加溫燒結改變[40]，Dikici等[41]發(fā)現(xiàn)在高于1050 ℃燒結時HA分解為磷酸三鈣(tricalcium phosphate,TCP)，1400 ℃燒結時HA完全分解；涂層的孔隙率隨著燒結溫度的上升而升高。Hulbert等[42]研究表明，多孔結構要使新的骨組織向內生長并為體液循環(huán)提供空間需要具有約100 μm的最小互連孔徑，他們發(fā)現(xiàn)較小的孔徑允許滲透組織的不完全礦化。對于HA涂層而言，完全致密的HA涂層并不利于細胞增殖分化，其誘導骨形成能力有限，主要用作骨形成支架[43]。與微米尺寸的HA相比，納米尺寸的HA具有超細的結構和較高的表面活性。納米HA類似于人類硬組織骨骼紋理中發(fā)現(xiàn)的礦物質，并具有相似的化學和晶體學結構，與微米HA相比，納米HA更能改善細胞增殖和分化[44]。

3.2 摻雜羥基磷灰石涂層

人工合成HA的Ca和P化學計量數(shù)比為1.67，但生物磷灰石本質上是非化學計量的，它由小晶體組成，其特征在于結晶度差，并且相對于化學計量的HA具有相對高的溶解度[45]。為提高涂層抗菌、誘導分化等能力，基于生物HA結構，對人工合成的HA進行離子摻雜是表面改性的重要研究方向。將Mg2+，Zn2+，Sr2+，Ag+，Zr4+和F-等具有生物功能的離子作為摻雜劑，不僅能夠改變沉積HA的Ca和P化學計量數(shù)比、調整晶體結構、提升涂層穩(wěn)定性等，還可以吸附在晶體表面改善潤濕性，達到提高植入物生物活性的效果[46]。

HA涂層的摻雜可分為單元素摻雜和多元素摻雜。在單元素摻雜中，Sr元素摻雜被廣泛研究，Sr可以作為藥物治療骨質疏松癥，隨著Sr的增加，破骨細胞增殖減小[47,48]，此外，Sr還能夠提高HA的力學性能。Boyd等[49]通過磁控濺射法將Sr-HA涂層沉積在硅表面上，隨著Sr摻雜量從5%增加到13%(質量分數(shù))，涂層表面粗糙度逐漸增加，提高了對細胞的附著力。F-可以通過產生較低的表面電勢使細胞附著變得有利，另一方面實驗表明F-的摻雜使HA的抗溶解性增加[39,50]。向HA結構中摻雜Mg2+可顯著增加涂層的比表面積，Mg元素對HA的結晶具有一定抑制作用，這有利于另一種生物相容物質β型磷酸三鈣(β-TCP)相的形成[51]。

多種離子共摻雜能夠結合單離子摻雜的優(yōu)勢，多種元素的共摻雜協(xié)同作用更加明顯，因此，為提升HA涂層性能，通常對其進行多種離子共摻雜。Samani等[52]利用溶膠-凝膠法制備了Zn/Ag共摻雜的HA涂層，發(fā)現(xiàn)1.5%Zn-0.6%Ag(質量分數(shù))共摻雜樣品在所有共摻雜樣品中具有最小的菌落數(shù)，共摻雜樣品表現(xiàn)出比2.5%Zn單摻雜HA和1.5%Ag單摻雜HA更好的抗菌結果。Qiao等[53]利用電沉積法制備了Si-Sr-Ag共摻雜HA/TiO2涂層，摻雜的Sr和Si離子增強了與成骨相關基因的表達水平，并成功抵消了Ag離子潛在的細胞毒性。共摻雜涂層的生物學特性優(yōu)于HA和Ag-HA涂層，其抗菌功效與Ag-HA涂層相當，特定高含量的Si和Sr離子能夠促進細胞和骨組織的良好增殖和再生，提高了細胞粘附性。含Si的HA具有更高的吸收速率，并存在促進成骨細胞附著的大量活性基團。Zhang等[54]利用電化學沉積法制備SiC納米顆粒增強的Na和F共摻雜HA涂層，Na+替代HA中的Ca2+可以促進細胞附著和骨骼代謝；HA中的OH-被F-替代可以增加結構穩(wěn)定性，刺激細胞外基質形成并增強骨結合，因此，共同摻雜Na和F的HA涂層可以表現(xiàn)出優(yōu)異的生物學特性。大量研究表明，離子摻雜HA的抗菌效果在很大程度上取決于摻雜元素的濃度以及摻雜劑本身的性質[30]，多種離子共摻雜比單一離子摻雜表現(xiàn)出更好的抗菌和骨整合效果。

目前，采用稀土元素如La，Ce，Nd，Gd等離子摻雜相關文獻較少。La3+摻雜后的HA涂層溶解度低，且涂層力學性能提高[55]；為提高HA涂層的抗菌性和耐磨性，Aditi等[56]利用等離子噴涂技術在鈦合金HA涂層中添加了CeO2、Ag以及碳納米管，結果發(fā)現(xiàn)涂層磨損常數(shù)和剪切應力都大幅度降低，抗菌性良好。

3.3 殼聚糖涂層

除了HA一類的生物陶瓷被用作鈦合金植入物表面涂層，殼聚糖作為一種天然有機化合物，因具有良好的生物相容性、抗菌性[57,58]以及對細胞增殖分化的促進作用，也常常被用作鈦合金植入物表面改性涂層[59]。殼聚糖還具有較好的吸附性能，可在體內生物降解，無毒害作用，且能夠與HA等其他物質復合作為藥物載體。通過控制殼聚糖涂層的厚度可以來調控藥物的局部濃度，以便治療術后感染、炎癥而使植入物達到更好的骨整合[60]。殼聚糖能與帶負電荷的細菌細胞相互作用，從而達到抗菌作用，減少植入失敗的風險。雖然其相比一些金屬離子抗菌性稍低，但對人體更加安全。

殼聚糖的抗菌機理主要是利用其官能團(氨基)和正電特性與細菌膜發(fā)生反應，抑制細菌生長，不同分子量的殼聚糖的抗菌性不盡相同，低分子量殼聚糖的親水性比高分子量殼聚糖高[61]。鄭連英等[62]發(fā)現(xiàn)當殼聚糖分子量在300 000以下時，其對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌的抗菌作用隨分子量變化相反，分子量越小，對大腸桿菌抗菌作用越明顯，對金黃色葡萄球菌作用隨之減弱。Kiroshka等[63]研究了殼聚糖-幾丁質納米涂層對大鼠骨細胞的影響，發(fā)現(xiàn)涂層孔隙率和孔徑分布都與殼聚糖的分子量有關，并且分子量還影響細胞生長增殖的骨架結構；在其研究中，重均分子量(MW)為160 000的殼聚糖涂層孔隙率高、溶脹率低，細胞擴散較好。

殼聚糖涂層中存在大量的—OH，且?guī)д?，能夠加速PO43-的沉積，因此能夠誘導體內HA形成，枝接殼聚糖涂層后的基體親水性提高，在SBF中經過仿生沉積能夠形成完整的HA涂層，與未枝接試樣(鈦試樣)的沉積量有明顯差異[64]。

由于殼聚糖難以與植入物形成化學結合，為提高其在鈦合金表面的粘合強度，研究者們開展了進一步探究。Egemen等[64]在經過噴砂處理后的Ti-6Al-4V上電泳沉積了殼聚糖，研究發(fā)現(xiàn)，噴砂后的基體形貌影響殼聚糖涂層的粗糙度；且隨著電壓的上升，沉積量增加。Jugowiec等[66]向殼聚糖膠體中加入HA納米粉和納米顆粒，再將其在Ti-13Nb-13Zr合金表面電泳沉積，研究發(fā)現(xiàn)納米顆粒的加入使得沉積的殼聚糖厚度更厚，與鈦基材料的結合強度更優(yōu)，且提高了材料的耐腐蝕性能和生物相容性。Zhang等[67]利用堿處理鈦表面后，再將其依次在肝素鈉和羧甲基殼聚糖溶液中浸泡，由于堿處理后的鈦表面存在大量—OH，其粗糙表面能與殼聚糖緊密結合，試樣親水性優(yōu)異，水接觸角僅為8°。

殼聚糖涂層雖然具有好的生物相容性，但其力學性能相對較差，填補殼聚糖力學性能上的不足是其發(fā)展的關鍵。

3.4 鈦合金表面原位生長TiO2納米管陣列涂層

TiO2納米管結構可阻止金屬離子(如Al，V等)的釋放，緩解植入反應，表現(xiàn)出比TiO2塊體材料更好的耐腐蝕性能以及生物相容性。因此，在鈦合金表面合成TiO2納米管陣列涂層成為改善其醫(yī)用性能的另一有效措施。

陽極氧化法[68]常被用于在鈦基材料表面制備TiO2納米管陣列，從而形成具有近似骨骼多孔結構的TiO2涂層，通過改變陽極氧化電壓和時長能夠對TiO2納米管陣列的管長及管徑進行調控。采用陽極氧化法制備的TiO2納米管陣列為不定型態(tài)，經過退火，陣列可由不定型態(tài)轉變?yōu)殇J鈦礦相或金紅石相，在300～500 ℃退火后一般呈銳鈦礦相[69]，600 ℃退火后逐漸轉變?yōu)榻鸺t石相。表面結晶度的增加降低了退火樣品的水接觸角，這讓納米管陣列表現(xiàn)出高的表面潤濕性，使得蛋白質吸附以及細胞粘附更加容易[70]，納米管和晶體結構的協(xié)同作用加速了HA的沉積[71]。有研究表明，銳鈦礦相表現(xiàn)出的誘導細胞分化或細胞增殖性能優(yōu)于金紅石相，銳鈦礦相上更容易沉積HA[72]。此外，Yu等[73]發(fā)現(xiàn)直徑相對較小的TiO2納米管更有利于成骨細胞的粘附和增殖；而直徑相對較大的TiO2納米管表現(xiàn)出更好的成骨分化能力，大納米管在細胞模擬氧化應激處理后擁有更出色的成骨潛力。當陽極氧化電壓在一定范圍內變化時，隨著電壓的上升，納米管長度、管徑增加；隨著氧化時長的增加，試樣表面粗糙度上升，水接觸角也隨之變小[74]。

Ti-6Al-4V合金是應用相對較多的生物醫(yī)用材料，其由α+β相組成，在陽極氧化過程中兩相的溶解速度不同，納米管管長在不同相區(qū)域存在差異。Mansoorianfar等[75]利用二次陽極氧化于50～75 V的電壓條件下在Ti-6Al-4V合金上成功制備了均勻性良好的TiO2納米管陣列，其形貌如圖1所示，納米管的平均管長和管徑隨著電壓的增大而上升。研究發(fā)現(xiàn)，在60 V電壓下制備的試樣顯示出最佳的細胞活性，圖2為在各試樣上培養(yǎng)的MG63骨髓基質細胞的二苯基四氧唑溴鹽(MTT)分析。

在低彈性模量的生物鈦合金上制備TiO2納米管陣列層，既保證了對植入材料力學性能的要求，也提高了其生物相容性。Li等[76]在Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448)鈦合金表面制備了TiO2納米管陣列層，納米管-Ti2448(NTi2448)對比純Ti、納米管-Ti(NT)和Ti2448，表現(xiàn)出更高的潤濕性、耐腐蝕性、細胞相容性以及骨整合能力。低彈性模量鈦合金中由于加入了Nb，Zr等元素，陽極氧化后形成的氧化膜提高了其耐腐蝕性能，此外合金元素的加入使得納米管陣列的有序性降低，管徑大小存在差異，也有研究表明有序度低的陣列表現(xiàn)出更好的相容性。

目前，利用陽極氧化法表面改性鈦基材料主要集中在純鈦和Ti-6Al-4V合金的研究上，研究者們探究了鈦基植入物表面制備的TiO2納米管陣列形貌、成分、晶體結構等與表面粗糙度、潤濕性、細胞增殖分化之間的關系。而新型醫(yī)用鈦合金的合金元素對陽極氧化法制備納米管陣列涂層的形貌影響所獲關注并不多。

3.5 基于TiO2納米管陣列涂層的表面改性

對于鈦合金的表面改性，研究者們往往會綜合多種技術手段，根據(jù)特定要求進行設計。多種改性方法的結合極大程度上對各改性手段的優(yōu)點進行了整合，改性效果也在不斷優(yōu)化。

圖1 不同電壓下陽極氧化Ti-6Al-4V的表面和截面形貌[75]：(a～c)50 V，(d～f)60 V ，(g～i)75 VFig.1 Surface and cross sectional morphologies of Ti-6Al-4V after anodizing process under different voltage[75]:(a～c)50 V,(d～f)60 V,(g～i)75 V

圖2 Ti-6Al-4V在不同電壓下陽極氧化試樣與未處理試樣表面培養(yǎng)MG63骨髓基質細胞的二苯基四氧唑溴鹽(MTT)分析(細胞活力/%)[75]Fig.2 MTT analysis of MG63 nanocrystal cells on the surface of Ti-6Al-4V anodized flakes and non-anodized flakes under different voltages (cell viability/%)[75]

為提高植入物的耐磨性能，以往利用磁控濺射等方法在植入物表面制備TiN層，但基于TiO2納米管，可以通過對TiO2納米管持續(xù)還原氮化得到TiN納米管陣列涂層[77]，這樣既保證了多孔結構滿足生物相容性的要求,同時也提高了其耐磨性能。

TiO2納米管陣列比表面積大，利用TiO2納米管陣列作為過渡層能夠增加HA涂層的粘合強度并改善HA涂層的沉積量。Lin等[78]通過真空鈣化和水熱處理在納米管表面形成鈦酸鈣(CaTiO3)，為HA提供了形核點，實現(xiàn)了納米HA涂層和TiO2基體之間的化學鍵合。Fathyunes等[79]利用超聲輔助電沉積在TiO2納米管上制備了氧化石墨烯-HA涂層，石墨烯提高了HA涂層的力學性能，且石墨烯本身是生物相容的，之前有研究[80]表明石墨烯能夠誘導干細胞分化，有刺激成骨細胞的作用。

TiO2納米管陣列涂層在負載離子、緩釋藥物上也體現(xiàn)出獨特的優(yōu)勢。目前，TiO2納米管陣列涂層已經開始作為負載離子或抗菌消炎藥物的多孔結構涂層[81,82]，通過改變溫度、pH值等條件達到藥物智能釋放的作用[83]。TiO2納米管陣列負載Ag，Cu，Sr等離子可以作為生物體內持續(xù)緩慢釋放的抗菌劑。陳毅等[84]利用磁控濺射法制備出TiAg薄膜后利用陽極氧化法制備出負載Ag的TiO2納米管陣列，又采取水熱法負載了SrTiO3，負載離子的試樣在60 d后仍表現(xiàn)出良好的抗菌性及骨誘導能力。此外，TiO2納米管常用來作為抗菌藥物的容器，以便達到智能緩釋藥物的作用，但通過控制納米管的長度和管徑來控制藥物釋放的速度有一定局限性[85]，因此往往在裝載藥物的納米管陣列上采用生物聚合物封裝，防止藥物爆發(fā)釋放。Zhong等[86]在負載諾氟沙星的TiO2納米管陣列上涂覆了聚甲基丙烯酸，其表現(xiàn)出較小的突釋量(34.4%)和較長的持續(xù)釋放時間。Aw等[87]提出的采用納米管負載載有藥物的聚合物膠束以及采用殼聚糖等生物聚合物涂層包覆TiO2納米管表面的方法，也使得TiO2納米管的抗菌消炎等功能性提升。另一方面，有研究者通過改變納米管管壁的粗糙度來改善載藥量以及釋放速度，對親、疏水性藥物都同樣適用[88]。

基于當前TiO2納米管陣列涂層的改性作用，在鈦合金植入物表面制備TiO2納米管陣列涂層在未來有望成為醫(yī)用鈦合金改性的基礎步驟。

4 結 語

至今，研究者在新型醫(yī)用鈦合金設計和醫(yī)用鈦合金生物相容性提升方面均進行了大量嘗試，新開發(fā)的醫(yī)用鈦合金彈性模量日益接近人體骨組織的彈性模量值，在鈦合金表面構建改性涂層使得合金的生物相容性、骨整合能力、抗菌性等也得到了較大提升，但以下幾方面研究仍需深入和加強：① 目前在鈦合金表面制備TiO2納米管陣列大多數(shù)仍是基于彈性模量較高的Ti-6Al-4V，對于新型β鈦合金中合金元素對納米管形貌和有序度的影響的研究有必要更加深入；② 生物相容性涂層與鈦合金基體結合力的進一步提升；③ 在表面改性涂層中，離子摻雜對涂層形貌影響及對細胞分化影響研究。