羥基磷灰石及其復合涂層的研究現狀

段希夕 高欽欽

(新余學院機電工程學院 江西新余 338004)

21世紀以來，需要人工骨治療患者的數量在全球約有3 000萬人次[1-2]。隨著世界生物材料科學技術的迅速發展，人們更加注重對自身健康狀況的關注，把制造學科與生命學科緊密聯系[3]。相關研究者在體外研究制備具有良好的生物活性和機械承載力的人工合成器官，驗證其實用性能后再植入人的身體中。因此，使金屬基體表面涂層生物陶瓷的發展研究陸續被深入探索。

1 羥基磷灰石及其復合材料的特點

羥基磷灰石（HA）是復合材料中較為常見的一種加入物質，目前被廣泛應用在醫學上的人工骨和牙齒的替代材料中。例如：鈦及其合金有突出的機械性質且易形成TiO2薄膜使涂層抵抗腐蝕的性質得到完善，但生物性能方面較弱，羥基磷灰石是人骨和牙齒中存在的物質，彌補了鈦的生物活性。HA和Ti、Mg等其他物質形成的復合材料可以充分互補，形成有良好的機械與生物性能的優勢結合，發揮其價值，在材料學、生物醫學等領域得到了應用。

2 表面制備技術獲得HA及其復合涂層國內外研究現狀

2.1 冷噴涂技術

冷噴涂是將加壓的氣體和粉末經噴嘴高速加熱沖擊基體，沉積在其表面形成涂層，且沉積效率高不易氧化分解[4]。

吳志勇[5]在HA 粒子冷噴撞擊鈦基體過程的數值模擬中分析得到，在基板和涂層內部中，從中心到邊緣的過渡階段徑向壓力較穩定，厚度、溫度的增大會引起中心區域的各項最大殘余應力增大。大的徑向壓應力與軸向壓應力利于涂層結合，但大的剪切應力使涂層邊緣失效。對鈦基羥基磷灰石進行XRD 衍射實驗的性能檢測得到，在噴涂過程中HA粒子不發生相變，氣體壓力為0.6～0.7 MPa、溫度為200 ℃時撞擊到基板后粉碎沉積能有效減少涂層裂紋。

HASNIYATI MR等人[6]通過改進冷噴涂技術，以環境空氣為噴涂介質，加熱鎂基板，保留高溫沉積時相位變化的HA性質，運用多響應優化分析方法，得出在22.7 mm相對距離、649.2砂礫表面粗糙度和496 ℃基體加熱溫度下產生的厚度為46.3 μm、納米硬度為436.5 MPa、彈性模量為43.9 GPa 的HA 涂層時具有最大期望響應的最優條件。

陳梟等人[7]在噴涂中運用的不同溫度的加速氣體和不同硬度的基體，形成的不同冷噴沉積行為研究中得到結論：nHA/Ti粒子與Ti6Al4V、316L不銹鋼基體碰撞時，由于基體硬度較大，噴涂粒子會發生明顯塑性變形，與硬度較低的羥基磷灰石/鈦基體碰撞時，粒子嵌入深度增加，基體變形大。溫度升高時，粒子在基體表面的結合率相應升高。

李德燕[8]通過真空冷噴涂技術（VCS）制備了HA/ND-BMP2 復合粉末,在強酸氧化后帶有羧基基團的ND 粉末和流動性好的HA 粉末的復合涂層中引入BMP2，使材料有更大的表面能可以讓細胞有更大的易附著面積，改善了涂層的維氏硬度、彈性模量、抗摩擦磨損性能，促進細胞增值分化。VCS 技術研究HA-GS復合涂層經長期藥物釋放后仍有93.91%的抗菌性能。

ZHOU X 等人[9]采用冷噴涂技術研究在Hanks 液中涂層的電化學腐蝕行為，將光譜擬合為等效電路的阻抗參數值得到腐蝕電流及其密度高，耐腐蝕性能低，因而溶液中50wt%HAP/Ti 復合涂層相較于純鈦和20wt%HAP/Ti 涂層有更高的耐腐蝕性能，并且通過實驗觀察在冷噴涂過程中孔隙率的減少有助于改善腐蝕性能，驗證了熱處理能改善腐蝕性和消除應變。

VILARDELL AM等人[10]研究冷噴涂功能化涂層的涂層特性，成骨細胞的生存能力、分化能力和細胞形態，得到實驗數據CS CP-Ti（商業純2 級鈦）易粘連能建立起多孔涂層，前期細胞附著能力突出，細胞在ALP（堿性磷酸酶）活性最高，CS NC-HA（納米結晶羥基磷灰石）較CS C-HA（微晶羥基磷灰石）前者沖擊納米晶粒形成團聚后者碎裂成亞晶粒沉積，表面結構更精細，細胞附著良好后，增殖能力更強。

2.2 等離子噴涂技術

等離子噴涂是粉末隨經過電流陰極和水冷陽極的等離子氣體，以接近或達到熔融狀態噴射在基體上，形成的涂層結合性能和質量好[11]。

孫耀寧等人[12]采用等離子噴涂法制備質量分數Ti/HA配比為3∶7的Ti/HA復合涂層，體外細胞培養時，細胞貼壁狀態好、無病變，通過比格犬骨髓間充質干細胞在Ti/HA 上完成7 天長時間培養后的掃描電鏡圖可以顯示出涂層的孔隙結構更能使細胞緊密交互黏著，得到了能夠臨床應用的人工骨代替的材料。

何智勇等人[13]運用等離子噴涂技術和基因技術把3 種不同植入體Ti、HaTi、rhBmp-2HaTi 植入狗股骨檢驗生物活性雙梯度羥基磷灰石涂層的界面結合強度和穩定性，得出早期骨生長快速，涂層-金屬、涂層內部的結合強度較大，三者的抗剪程度也依次增大。

XU H F等人[14]運用懸浮等離子噴涂（SPS）制備納米HA 涂層，低氫流速時，HA 粉末在等離子體中停留時間短，水耗能，剩余能量不足以分解，無雜相。高氫流速時，利用FTIR 光譜和拉曼光譜驗證了涂層中水、OH-和CO32-離子的存在，且較大氣等離子噴涂（APS）的分解量和分解相較少，有完整的結構，增強了生物活性和生物相容性。

ARVNA S T等人[15]通過比較溶液前驅體等離子噴涂（SPPS）和懸浮液等離子噴涂（SPS）兩種工藝使羥基磷灰石（HAp）沉積到Ti-6Al-4V合金上，采用SPS工藝的涂層含有更多的熔融飛濺物，會相對致密、磨損損失率低、耐腐蝕性好，細胞強烈附著的表現更突出，改性后的復合涂層有效提高了生物相容性和骨結合強度。

FOMIN A 等人[16]以鈦為基底使襯底預熱到400～600 ℃，會增強附著力和內聚力等力學性能，再用等離子噴涂技術沉積HAp涂層，實驗結果得到涂層納米晶體結構較均勻，機械性能有所提高，其硬度（H）為0.9～1.2 GPa、彈性模量（E）為7～16 GPa 相結合時具是最佳形態參數。

GLIGORIJEVI? B R等人[17]在不預熱的基板上使用高功率層狀等離子射流沉積的羥基磷灰石涂層，通過涂層局部表面結構異質性，研究發現，存在不同雜質相ACP和HA的拉曼帶相對強度不同但對其影響較小,又有局部厚度不均勻的特點。根據表面MARS和SOD實驗數據表明，HACs發生不同的重結晶是因為局部表面結構和局部厚度可能存在關聯。

XIA L G 等人[18]運用大氣等離子噴涂和水熱處理結合的方式，實現了無定形相向納米棒結構（nHA）的轉化，把HA的結晶度提高到85%以上，降低了涂層的降解速率，通過對大鼠骨間質干細胞的培養，得到nHA涂層的Ti-6Al-4V植入物成骨性能良好、使用壽命長。

2.3 磁控濺射技術

磁控濺射是電子在磁場和電場的高壓加速作用下，運動軌跡呈擺線狀，與靶原子碰撞在基板上形成耐摩擦性能好和硬度高的薄膜[19]。

IVANOVA A A等人[20]在射頻磁控濺射沉積HA時的工作環境中加入水，影響薄膜形成需要的OH 基團和沉積效率，通過納米壓痕曲線分析涂層紋理能改善薄膜機械性能，研究發現具有（300）紋理的HA薄膜的抗塑性比率較高，具有（002）紋理的HA薄膜抗裂性較高、使用壽命長，但納米硬度和彈性模量也下降。

李素敏等人[21]采用射頻磁控濺射技術引入氟元素取代HA中的部分羥基，在Ti6Al4V基體上制備含氟羥基磷灰石（HAF）梯度復合涂層。F-代替OH-后，熱膨脹系數更接近鈦基體，涂層殘余應力更小。晶化處理后的HAF/YSZ 梯度復合涂層有更好的抗溶解能力和穩定性，CO32-的存在也使其有良好的生物相容性。

HAMDI DA 等人[22]在Ti-6Al-4V 上合成三層射頻磁控濺射HAp/Al2O3/TiO2薄膜涂層，從XRD 圖顯示出了對（211）晶格平面的優先取向且結晶度較高，通過SBF 溶液的仿生浸泡過程，鈣磷相的溶解促進結晶生長出樹枝狀的HAp涂層，產生的粗糙多孔的表面使厚度增加，得到了較好的生物相容性。而TiO2和Al2O3形成的結合層阻斷了活性離子的攻擊途徑，增強了基底材料的腐蝕行為。

BRAMOWICZ M等人[23]在不同溫度下采用射頻磁控濺射技術制備HA 涂層，研究發現，在500～800 ℃下HA涂層有更為明顯的特定紅外吸收帶，溫度低時涂層的硬度、彈性模量更高，主要形態變成有良好晶界的凸粒，表現出具有不同特征長度的兩個互穿空間結構的雙分形行為。沉積溫度600～800 ℃時的Ca/P比接近化學計量HAP的比，而通過觀察分形維數圖和轉角頻率圖，空腔的內部結構與Ca/P比無關。

TVANOVA A A 等人[24]研究在不同沉積條件時射頻磁控濺射技術所沉積HA涂層薄膜形態、紋理、工作氣體的組成和對目標侵蝕區的位置排列影響HA涂層細微結構。分析Ji/Ja比的變化發現，在負離子轟擊下，生長膜的動量轉移和HA晶體表面離子誘導損傷的各向異性，使HA涂層的紋理得到發展，為提高涂層生物性又提供了一種途徑。

2.4 激光熔覆技術

激光熔覆是以激光為介質將粉末和基材一起形成熔覆層，能量和密度較高的激光可以使熱影響區域較小[25]。

ZANG Q J等人[26]通過激光熔覆法在純鈦（TA2）表面合成羥基磷灰石涂層，基底上不被壓實的前驅體層在激光熔覆后與HA 涂層的結合性更好，不規則的孔隙減小了殘余熱應力，硬度的提高使植入體耐磨性能得到了提升。通過XRD圖計算得到79.6%的高HA結晶度，有大部分的HA 不會分解，提高了穩定性，生物性能也得到了保障。

SMOLINA I等人[27]在120 W激光功率和100 mm/min進給速率的條件下在鈦基板上激光熔覆HA 粉末，使涂層表面合金化，得到了缺陷較少、表面較粗糙、附著性能較好的穩定涂層結構。HA 的分解是其在粉末狀時與激光束和表面的鈦熔池相互作用，形成了鈦酸鈣和氧化鈦，加之溢出的水蒸氣使涂層表面不均勻，200HK0.1的硬度也使涂層接近陶瓷。

PEI X B 等人[28]采用激光熔覆技術制備了CNTs/HA涂層。實現了功能分級的涂層結構較分散，形成的互相纏繞樹枝狀能夠更利于附著，較多部分碳納米管能保持圓柱形。5%CNTs/HA 的功能分級復合涂層比純HA涂層的微硬度高46.8%、粘合強度高近2倍，在生物相容性方面也表現突出。

呂曉衛等人[29]研究HA和Ti基體形成的復合涂層在激光熔覆過程中產生的致密的CTO層和TPO層不存在于兩側的部分區域CPO 層與基體之間，使涂層與基體被隔開提高了涂層的結合性能。TPO層中生長著板條狀的Ti3P和顆粒CaTiO3，CPO層中有α-TCP、β-TCP、CaO物質，使涂層能夠具有相應的生物活性。

MANSUR M R等人[30]研究運用激光輔助直接材料沉積制備的HA和Ti-6Al-4V復合涂層的表面形態、化學成分、機械性能。實驗得出300 mm/min 的橫移速度使涂層表面生成更多粉末，激光功率正向影響了熱影響區（HAZ）深度和結殼高度，氬氣流過噴嘴可得到獨特的紋理和定向的微觀結構。Ti、Fe、Ni、Cr 在HAZ 使地殼下的微觀結構發生變化，且鈦在鐵中是非穩態擴散，使涂層頂部較底部不易產生塑性變形。

2.5 溶膠-凝膠技術

溶膠凝膠是把金屬化合物在溶液中通過水解和縮合反應形成溶膠體系的聚合物，使涂層結構性能穩定，且成本較低易操作[31]。

代愛梅[32]加入以硝酸鈣（Ca（NO3）2·4H2O）為鈣源和五氧化二磷（P2O5）為磷源，運用溶膠-凝膠法制備鈣、磷摩爾比為 1.70的n-HA晶體，預處理時把溶膠層HA粉體涂覆在用濃NaOH溶液活化后的鈦基上，得到鈦表面的微結構劃痕密度小、尺度小，裂紋擴展程度減緩、結晶好純度高。引入SiO2溶膠硅源制備能夠改善單一n-HA 涂層的形貌，表面分布的孔洞加快了骨性結合、裂痕減少，引起了HA 粒徑的減小，增加了涂層的界面結合強度、機械強度。通過模擬體液浸泡、細胞實驗，溶解-沉積速率達到平衡后涂層材料耐腐蝕性和細胞存活率高，且無毒、生物相容性好。

DOMíNGUEZ-TRUJILLO C等人[33]通過溶膠-凝膠技術獲得多孔鈦基羥基磷灰石，運用隔板-支架技術保障了孔隙率參數，得到有較小的孔隙直徑，其相對體積粗糙度更大，燒結反應性更強，提高了骨結合的效果，受刮擦性也更好，呈現均勻形態的納米晶HA 的多晶聚合體讓骨和種植體間更好地粘合附著。

羅會濤等人[34]采用直徑20 μm 的球形HA 粉末作為原材料，經過溶膠-凝膠技術制造取得（99.1±0.3）%致密度較高、晶粒小而均勻的半透明羥基磷灰石（THA）陶瓷材料，計算可知它的抗壓強度為（10.2±0.4）MPa，且相較普通球狀HA 有所提高。半透明的HA 陶瓷材料透射率不會太大，表面幾乎不存在微孔，有良好的生物性能。

賈理男等人[35]以AZ91D 鎂合金為基底，結合微弧氧化/溶膠-凝膠的制備方法,探究施加不同電流密度對HA 涂層的作用。在0.5A/cm2的微弧氧化電流密度下，產生的多孔結構使基體表面積增加，耐腐蝕性能更好，膠體狀的HA填充孔隙優化缺陷。且M-SG（0.5）時涂層材料主要含有的HA 和Mg2SiO4更適合植入人體，有優良的生物活性和機械性能。

SIDANE D等人[36]使用旋涂和浸涂工藝的溶膠-凝膠法制取二氧化鈦/羥基磷灰石增強涂層，得到TiO2/HAP復合材料和TiO2/HAP雙層兩種涂層，前者表面更均勻，結構由針狀轉換到顆粒狀，延緩了HAP的結晶，使TiO2和HAP的衍射角接近讓材料富有生物活性，也能作為阻擋層,比無涂層的316L SS更能抵抗腐蝕。復合材料的涂層的機械性能也更好，分別有0.6 GPa的高硬度和18 GPa的彈性模量。

2.6 電化學沉積技術

電化學沉積通過氧化還原反應得到金屬化合物薄膜，其工藝簡單、適應性好受到工業化生產的優選[37]。

薛順等人[38]優化電泳沉積法制備HA/Mg復合涂層的工藝條件，0.02 kg/L 的懸浮液濃度、10 d 的陳化時間、60 V 的電壓的制備條件能得到較好性能的涂層。研究得知懸浮液濃度、陳化時間、沉積電壓引起涂層表面厚度和形貌變化從而影響表面均勻性，懸浮液濃度的增加、陳化時間過長、電壓過高都會使顆粒沉積形成較厚的涂層，會產生表面裂紋多、不均勻、體積易收縮、內應力大的現象。

BARTMANSKI M 等人[39]研究溶液成分和電泳沉積電壓對Ti13Zr13Nb 合金上nHA 涂層各種性能的影響。在沉積電壓15～50 V 電壓、涂層厚度2～29 μm、nHA 含量為0.1～0.5 mg/100 mL 的實驗條件下，涂層的厚度小還能形成腐蝕通道，在模擬體液中的局部腐蝕的電化學溶解又被加強，從而有較低的耐腐蝕性，電壓、厚度增加使親水性和耐腐蝕性增加。nHA 的含量增加使潤濕性、硬度、彈性模量都更低，對基體的附著力也降低。

孟帥岑[40]對HA 涂層進行電化學沉積不同時間的實驗，得出歷時越長涂層越厚，用雪旺細胞進行生物學性能實驗，在nHA 改良“鈦骨”表面黏附形態較好，40/60/80 min 組得到較優參數，產生的密集晶粒排列形成的網狀多孔親水表面，也能促進細胞在HA“鈦骨”表面的增殖。

丁瓊瓊[41]用電化學沉積法在醫用純鈦表面制備HAp復合涂層，在65 ℃下摻入5×10-2mol/L濃度的鋅離子用1 mA 電流沉積ZnHAp 涂層900 s，得到生長成簇菊狀蜂窩網孔的表面結構，使涂層的抗腐蝕性和生物相容性得到提高。研究涂層抗大腸桿菌效果的實驗結果顯示，鋅離子長期穩定地釋放增強了抗菌性。

LIU S J 等人[42]采用注射化學氣相沉積（ICVD）和脈沖電沉積的組合方法，使球狀HA 晶粒連接成棒形成在CNT表面，得到均勻碳納米管加固的羥基磷灰石（CNTs-HA）涂層。在細胞實驗中，CNTs-HA涂層原位生長，為細胞提供了營養，提高了生物活性和生物相容性。從高倍率的TEM 圖像可觀察到碳納米管的石墨化程度很高，結晶度高，剪切強度也得到了提高，薄的中間層HA使界面有良好的粘附性。

2.7 其他制備技術

楊蕾等人[43]在研究AZ31 鎂合金的抗腐蝕性和生物性時，采用微弧氧化技術加入含nHA的添加劑可以提高性能。MC3T3-E1 細胞實驗中HA-MAO 組對比其他兩組AZ31鎂合金組和MAO組在統計學意義的證明下有更具生物相容性的微弧氧化膜，細胞增殖更易發生。在加入質量濃度為1 g/L的HA時會使微弧氧化膜更加致密、厚度大，但加入5 g/L的HA有更高的耐腐蝕性和生物相容性。

儲成林等人[44]用粉末冶金法制備HA-Ti/Ti/HA-Ti軸對稱生物功能梯度材料（FGM），考察了FGM制備時的熱應力緩和性，中間純Ti層的971.96 MPa抗彎強度、29.691 MPa·m1／2斷裂韌性，表面層87.71 GPa 的低彈性模量，使涂層具有滿足生物材料所需的力學性能參數。

朱景川等人[45]用熱壓燒結制備的（HA）/Ti 生物功能梯度材料，在3 個月后使植入體的結合強度高于純HA與新骨的結合強度可達6.49 MPa，產生的剪切口斷面形狀幾乎都發生在新骨側，在兔顱骨中有良好的生物相容性。

LI H 等人[46]用超音速火焰噴涂（HVOF）HA 涂層，從XRD圖中得到由粉末A（50±5）μm HA粉末）制成的涂層幾乎不包含無定形相，而粉末B（30±5）μmHA粉末）制成的涂層有無定形相的存在，且所有涂層中都有少量的α-TCP。無定形相的出現可在骨結構中促進機械不匹配和改善疲勞現象，無定形相到結晶相的轉變也不產生影響。噴涂中燃料氣體氫氣的流動速度快，產生的巨大沖擊提高了粘結強度。

KULPETCHDARA K 等人[47]運用HVOF 技術在不銹鋼上沉積nHA，觀察在14 d 的SBF 環境中有良好的骨傳導性能。

BAKHSHESHI-RAD H R 等人[48]通過物理氣相沉積（PVD）工藝在TiO2基底噴涂鎂合金上合成了銀沸石摻雜羥基磷灰石（Ag-Zeo-HAp）涂層。Ag-Zeo-HAp呈密集的球狀結構、中間層TiO2是柱狀結構的薄膜，在腐蝕的情況下不易分層、結合性強，呈現出更低的腐蝕電流密度，在體外生物實驗中能夠中和鎂合金在溶液中的堿化,檢測大腸桿菌的菌落形成單位數量時較裸合金減少了94%和71%。

劉彥等人[49]在研究以質粒為BMP 基因轉移載體、天然型網孔羥基磷灰石為支架的緩釋系統（HAPBMPcDNA）植入牙髓的實驗中，得到HAP-BMPcDNA組比BMP組、氫氧化鈣組的修復性好，抗原性低，易生成質粒，且質粒載體轉染率比病毒載體低，但基因的長期表達仍需進一步研究。

張杭州等人[50]用共沉積法制備的萬古霉素/羥基磷灰石/二氧化鈦納米管復合涂層，對骨修復材料植入人體后的實際情況進行研究，由于病菌會在植入體上形成生物膜或者產生變異，但在修復材料上病菌附著后，繁衍的細菌活菌數目少、形態被破壞，長達28天的萬古霉素藥物體外釋放時間也讓材料有良好的抗菌性和釋緩性。

張昌松等人[51]在45～50 MPa的壓力下運用常壓燒結工藝，制備羥基磷灰石-鈦酸鋇（HA-BT）的人工復合骨材料。研究得到在1 200 ℃的燒結溫度下，BT 含量為70%的HA-BT 復合陶瓷材料晶粒間有較高的致密性，能緩解HA的分解提高其抗壓強度，介電常數為44.6 與人骨骼壓電性能相似，且在該溫度下CaTiO3相的峰強度最大提高了復合材料的生物相容性和降解率。

3 結語

迄今為止，對生物材料HA/Ti 復合涂層以及加入其他材料的研究制備和性能實驗正在不斷地發展和創新當中，其中冷噴涂技術使HA/Ti復合涂層更易獲取，有更加穩定良好的彈性模量、界面結合強度、不易腐蝕性等的力學性能和不產生病變、細胞存活率高能長期存活、易增殖等的生物相容性。但在臨床實際應用中還需進行更長時的人體研究與觀察，制備和工藝參數上都更需完善。