鈦及鈦合金植入體表面微納結構制備技術及生物性能研究進展

王 培，楊理京，何 飛

(西北有色金屬研究院, 陜西 西安 710016)

鈦及鈦合金具有良好的生物相容性、化學惰性和優(yōu)異的力學性能，一直是制造人體骨骼、關節(jié)和牙科植入物等醫(yī)用植入體的首選材料[1]。結合計算機輔助設計技術(CAD)，可以采用選擇性激光熔化(selective laser melting, SLM)、電子束熔化(electronic beam melting, EBM)等方法制作符合人體要求的力學性能和復雜多孔結構的植入體[2]，以供口腔科和骨科的臨床應用。然而，僅有多孔結構不足以保證植入體獲得良好的生物相容性，納米和微米尺度的結構對于提高植入體的生物相容性及促進骨整合具有重要的作用。為了增強鈦及鈦合金植入體的生物相容性，表面改性技術成為醫(yī)用鈦及鈦合金的研究熱點。目前，鈦及鈦合金表面改性的方法主要有微弧氧化法、激光脈沖沉積、電化學沉積法、溶膠-凝膠法、等離子噴涂法、磁控濺射法等[3,4]。

微米尺度粗糙涂層有利于成骨細胞的附著和分化，但其成骨效果并不理想[5]。為了更好地適應人體環(huán)境，植入體的表面形態(tài)應模擬人體組織的梯度結構。從仿生學的角度來看，涂層的微/納米層次結構可以極大地增強骨整合[6,7]。Tan等[8]將羥基磷灰石沉積在微制造技術創(chuàng)造的微尺度結構上，在硅晶片上制備出了微/納米結構涂層，新開發(fā)的材料與骨細胞具有良好的生物相容性，可誘導一系列理想的細胞反應，可推廣到其他醫(yī)用生物材料的應用上。Kubo等[9]在鈦合金表面構建出TiO2的微孔和納米粒子雜化形貌，增強了成骨細胞的附著、擴散、黏附、增殖和分化。Gao等[10]通過酸蝕刻和陽極氧化在鈦表面制備出微/納米結構多孔層，處理后的鈦材在模擬體液中形成的羥基磷灰石的含量增加，并且對牛血清白蛋白(BSA)的吸附作用增強。

目前，用于改變植入體表面結構的方法主要分為機械法、物理法、化學法，不同方法制備的表面結構形狀及規(guī)則程度各異，對人體組織細胞黏附、增殖及分化的影響也不同。本文針對醫(yī)用鈦及鈦合金植入體表面微納結構的研究現(xiàn)狀進行綜述，介紹微納結構的制備方法對生物相容性的影響，以期為鈦及鈦合金植入體表面微納結構的制備研究提供借鑒。

1 機械法

1.1 超聲噴丸

超聲噴丸強化[11](ultrasonic shot peening，USSP)是采用小的硬鋼彈丸對材料表面進行反復沖擊，從而使表面塑性變形區(qū)域的晶粒組織細化。Liu等[12]利用USSP技術，在空氣壓力為0.25 MPa、加工時間為30～60 min的條件下，在大塊粗晶粒TC4鈦合金表面制備出納米晶結構層。陳涵悅等[13]通過改變噴丸的壓力或時間，在鈦合金表面制備出表面梯度納米晶結構厚度和納米晶晶粒尺寸可調控的變形層。納米晶結構的鈦合金表面會產生更多的晶界，表現(xiàn)出更好的親水性，能更快地誘發(fā)骨整合，將有助于設計和開發(fā)出生物學效應更加優(yōu)異的硬組織置換體。

1.2 微銑削法

微銑削[14]作為一種先進的微加工技術，能夠快速地在生物材料表面加工出復雜的微觀結構，如微槽、微倒刺和任意曲率的結構[15,16]。該技術可在不改變植入體表面優(yōu)良性能的情況下，有效獲得所設計的微結構。Wang等[17]在鈦合金表面通過微銑削制造出深80 μm、寬120 μm的正交微溝槽結構，然后進行堿熱處理，在規(guī)則微米結構表面制備出納米結構，如圖1所示。Zhang等[18]研究發(fā)現(xiàn)，先通過微銑削在鈦合金表面加工形成規(guī)則的微米級尺寸的凹槽，再采用陽極氧化法制備納米管陣列，改性后形成的微/納米復合結構試樣表現(xiàn)出超疏水性能，水接觸角(CA)為153.7°，接觸角滯后為2.1°。該方法為未來超疏水鈦手術器械和植入體的制備提供了新的思路。

圖1 鈦合金表面經微銑削和堿熱處理后的微納米結構[17]Fig.1 Micro-nanostructures of titanium alloy surface： (a)after micro-milling；(b)alkali heat treatment； (c)local magnification in fig.1b

微銑削的缺點是對機床設備精度要求較高，加工效率較低，并且銑削加工后的植入體表面存在毛刺等缺陷。

1.3 激光微納加工法

激光微納加工法采用高功率的激光照射在植入體表面，通過誘導產生高壓強的等離子體沖擊波，瞬間以極高的應變率作用在基材表面，使其熔化、氣化，從而實現(xiàn)晶粒細化甚至獲得納米晶。Branemark等[19]采用激光在樣品表面加工出微納米復合結構，激光改性后的植入體具有較高的扭轉生物力學性能；體內實驗研究表明，部分激光修飾植入體的界面特征更類似于人體骨結構，能夠促進骨組織形成。飛秒激光能夠產生大量的純納米結構及各種尺度的微/納米復合結構，近年來廣泛應用于各種材料表面改性。Tsukamoto等[20]利用飛秒激光輻照鈦基材表面，得到了不同的條紋及孔洞結構圖案，見圖2。在經飛秒激光表面處理后帶有圖案的試樣上，細胞增殖總數(shù)及增殖速率均大于未處理試樣，表現(xiàn)出良好的生物活性。通過對飛秒激光加工光路的設計,可以實現(xiàn)在任意環(huán)境和襯底上對特定材料的修飾,甚至可以在活體細胞附近進行材料原位加工,如蛋白質微納結構的制備,從而實現(xiàn)生物微納集成[21]。

圖2 飛秒激光在鈦基材表面以不同能量密度單點加工得到的顯微結構[20]Fig.2 Microstructures of titanium by femtosecond laser point machining with different energy densities:(a，b)0.25 J/cm2；(c，d)0.75 J/cm2；(e，f)1.50 J/cm2

激光加工的微結構存在形狀不規(guī)則、深度及大小難以控制的缺點。另外，激光加工存在光輻射以及氣體污染的問題。

2 物理法

2.1 等離子噴涂

等離子噴涂作為一種成熟的沉積技術，被廣泛應用于鈦基植入體上沉積羥基磷灰石(HA)。等離子噴涂的微結構涂層容易斷裂和剝落，導致涂層失效，而且不適合在復雜形狀表面制備涂層。在沉積前對鈦基板進行感應預熱，可以提高涂層的結合力等性能。Fomin等[22]在400～600 ℃對鈦基體進行預熱處理，發(fā)現(xiàn)等離子噴涂制備的HA涂層具有均勻的納米結構，如圖3所示。但由于等離子噴涂的HA涂層與基體結合性能較差，在微動環(huán)境下易導致材料提前失效。Filiaggi等[23]研究發(fā)現(xiàn)，Ti6Al4V合金植入體上等離子噴涂HA涂層后，斷裂韌性降低。Spivak等[24]發(fā)現(xiàn)，在拉伸狀態(tài)下，鈦基板上等離子噴涂制備的HA涂層易脫落。為了解決上述問題，Singh等[25]開始嘗試在HA涂層中加入TiO2、Y2O3、Al2O3、聚乙烯、殼聚糖、釔穩(wěn)定氧化鋯(YSZ)、Ni3Al和碳納米管(CNT)等作為增強材料。這些復合涂層的硬度和韌性均優(yōu)于單一HA涂層，后續(xù)通過熱處理能夠提高復合涂層的結構性能和結合強度。

圖3 不同預熱溫度下制備的HA涂層形貌[22]Fig.3 Morphologies of HA coatings produced at different preheating temperatures: (a)20 ℃；(b)200 ℃；(c)400 ℃；(d)600 ℃

近年來，石墨烯作為聚合物、金屬和陶瓷的增強材料，可顯著增強基體材料的抗拉強度、斷裂韌度和楊氏模量，使其獲得優(yōu)越的結構性能。因此石墨烯摻雜納米羥基磷灰石涂層成為新一代生物材料開發(fā)的熱點。Yigit等[26]研究制備了摻雜納米石墨烯片(GNS)的納米羥基磷灰石(nHA)涂層，在涂層中得到了具有納米級結構的多孔形態(tài)，見圖4。隨著雜化結構中GNS質量分數(shù)的增加，涂層中nHA成核數(shù)量顯著增加，形成了具有較大表面積和較好耐蝕性的表面。

圖4 nHA/GNS涂層表面形貌[26]Fig.4 Surface morphology of nHA/GNS coating

2.2 離子注入與沉積

等離子體浸沒離子注入(PIII)是通過應用高電壓脈沖直流或純直流電源，將等離子體中的加速離子作為摻雜物注入基體的一種表面改性技術。該方法作為一種新型離子注入法，可用于鈦植入體表面修飾，并顯示出良好的可操作性。Meirelles等[27]研究發(fā)現(xiàn)，將氧注入到具有特定納米結構的無污染鈦植入體表面，會形成高密度的金紅石型TiO2納米結構，如圖5所示。經過移除扭矩對比測試發(fā)現(xiàn)，愈合4周后的PIII植入體與原始植體相比，表現(xiàn)出更高的去除扭矩值，這對于改善骨形成有顯著作用。將Ag和Zn等元素通過離子注入到醫(yī)用鈦合金表面，可改善其成骨性和抗菌性能[28]。

圖5 等離子體浸沒離子注入(PIII)鈦植入體的SEM照片[27]Fig.5 SEM morphology of titanium implants by plasma immersion ion implantation(PIII)

從PIII技術發(fā)明到現(xiàn)在，研究手段已從當初的氣體離子注入發(fā)展到復合離子注入與沉積技術，近十年來出現(xiàn)了一些很有價值的材料表面等離子體處理技術，如高能粒子束濺射法、磁控濺射法等。Rafieerad等[29]首先在Ti6Al7Nb基材上用微弧氧化法制備出石墨烯納米管薄膜，然后采用物理氣相沉積磁控濺射方法沉積納米銀顆粒，如圖6所示。研究結果表明，負載銀納米顆粒/氧化石墨烯的混合物顯著促進了細胞的黏附和擴散。這種方法還可以擴展到制備具有可控形狀和生物功能的高度復雜的納米結構材料，用于各種骨科手術中。

3 化學法

3.1 酸蝕處理

酸蝕是采用硫酸、鹽酸、硝酸、氫氟酸等對材料表面進行腐蝕處理，從而產生溝壑、孔洞等不同的表面形貌。葛永梅等[30]利用HNO3+HF混合酸液處理法在醫(yī)用純鈦表面原位構建了均勻、有序的納米臺階結構。通過調整酸處理的時間、濃度、溫度等工藝參數(shù)，控制納米臺階的形貌和尺寸。研究發(fā)現(xiàn)，酸蝕后表面形貌發(fā)生明顯變化，制備出納米結構的溝壑，見圖7。隨著酸處理時間的延長，臺階溝壑加深，單位面積內臺階數(shù)目增多，表面能提高，且接觸角相對較小。Zhang等[31]采用多次酸蝕法在鈦合金表面制備出微納米復合結構，通過觀察羥基磷灰石的形成、細胞形態(tài)和細胞黏附，發(fā)現(xiàn)微米尺度結構促進了成骨細胞的黏附和增殖，如圖8所示。與微米尺度結構表面相比，微納復合結構更有利于細胞粘結，改善生物相容性，促進組織在鈦合金植入體上的整合。

圖6 納米管表面沉積納米銀顆粒的SEM照片[29]Fig.6 SEM morphology of silver nanoparticles deposited on the surface of nanotubes

圖7 純鈦經酸處理后的表面形貌[30]Fig.7 Surface morphology of pure titanium treated with acid

通過酸蝕技術制備出具有合適形貌的粗糙表面后，進一步用紫外線處理[32]酸洗表面，不僅能夠顯著提高細胞的黏附性，還能夠抑制細菌黏附，對細胞增殖、堿性磷酸酶(ALP)活性和礦化也有顯著的增強作用。這種經過紫外線處理的納米結構材料在骨科領域有良好的應用前景。

圖8 不同結構TC4鈦合金試樣表面的細胞形態(tài)[31]Fig.8 Cell morphologies on surfaces of TC4 titanium alloy with different structures: (a)polished surface;(b)micro-structured surface; (c, d)micro-nanostructured surface

3.2 熱堿處理

堿熱處理法是目前制備生物活性涂層較為常用的方法之一。Salemi等[33]將純鈦樣品在60 ℃的NaOH溶液中處理24 h，然后在600 ℃下熱處理1 h，制備出深而大的微孔表面結構，見圖9。該純鈦樣品在模擬體液(SBF)中浸泡28 d后，表面生成一層磷酸鈣涂層。

圖9 堿熱處理后純鈦表面的SEM形貌[33]Fig.9 SEM morphologies of CP-Ti surfaces after alkaline-heat treated: (a)subjected to 5 mol/L NaOH； (b)subjected to 5 mol/L NaOH and heated at 600 ℃

為了進一步發(fā)掘堿熱處理的潛力，研究人員[34]嘗試通過熱水浸泡除鈉，以使堿處理鈦板表面的鈦酸鈉層轉化為更具生物活性的鈦層。但由于鈦植入體經堿熱處理后表面為復雜的三維多孔結構，熱水浸泡不容易去除多孔鈦植入體保留的鈉。因此，Takemoto等[35]開發(fā)了一種用于多孔鈦植入體的稀鹽酸(HCl)處理方法。該方法可以去除植入體附著的鈉，甚至能夠去除深孔內殘留的鈉，從而使多孔鈦植入體具有更好的生物活性和成骨誘導能力。Chen等[36]采用感應加熱和堿處理相結合的方法，在鈦表面制備出穩(wěn)定的分層微納米多孔網絡結構，得到的涂層表面更均勻，孔隙更多，粗糙度、潤濕性和與基體的結合強度都有所提高，其體內外性能均有明顯改善。酸堿表面處理方法存在所得微納結構形狀不規(guī)則、尺寸不易控制的缺點。

3.3 陽極氧化

陽極氧化、微弧氧化同屬于原位表面改性技術，能夠克服由于改性層與鈦及鈦合金基體存在界面導致結合強度低的問題。陽極氧化法通常以惰性金屬為陰極，以鈦及鈦合金為陽極，通過直流電源來控制陽極氧化過程。在含有氟離子的電解液中，通過優(yōu)化陽極氧化參數(shù)，可以得到排列十分規(guī)整的TiO2納米管陣列。Suchanek等[37]在純鈦板上通過陽極氧化合成出納米管狀TiO2陣列，見圖10。經過退火處理，可將無定形的納米管陣列轉變?yōu)榻Y晶態(tài)形式，產生晶態(tài)為銳鈦礦或金紅石型的TiO2，以增強磷灰石的形成。

圖10 陽極氧化處理后純鈦表面的TiO2納米管陣列[37]Fig.10 TiO2 nanotube array on the surface of pure titanium after anodized treatment

Fojt等[38]開發(fā)了一種新的陽極氧化工藝橋接法，即通過3次不同加壓模式，在Ti36Nb6Ta合金表面制備出納米管涂層，涂層與基體的結合強度達到30 MPa以上。該方法是一種很有前途的醫(yī)用鈦及鈦合金植入體表面處理方法。Ohtsu等[39]將鎳鈦合金在HNO3電解液中陽極氧化，形成具有納米級氣孔的TiO2層，表面的親水性顯著增強，同時產生的孔隙促進了Ni從合金表面的釋放。陽極氧化后的鎳鈦合金在模擬體液中浸泡后，Ni離子的釋放量迅速下降，可以有效降低過敏反應和毒性的風險，使鎳鈦合金具有優(yōu)良的抗菌性能和生物安全性，是一種理想的鎳鈦醫(yī)療器械表面處理手段。

3.4 微弧氧化

經過微弧氧化(MAO)處理后的植入體表面呈多孔微米結構，能促進骨細胞與植入體的結合，對細胞的生長具有促進作用。Wang等[40]以生物鎳鈦合金為材料，在H3PO4電解液中采用恒電流微弧氧化法制備了氧化鈦陶瓷涂層，涂層表面呈現(xiàn)出典型的多孔粗糙結構，見圖11。微弧氧化處理時間由30 s延長到90 s時，涂層中孔隙不斷增大，當微弧氧化時間繼續(xù)延長到120 s時，孔隙不僅沒有繼續(xù)增大反而縮小。植入體表面的多孔外層有利于骨細胞的附著和錨定，且涂層與基體具有良好的粘結性能(粘結強度大于45 MPa)。

圖11 經過不同時間處理后的MAO涂層表面形貌[40]Fig.11 Surface morphologies of the MAO coatings treated for different time:(a)30 s;(b)60 s;(c)90 s;(d)120 s

Yao等[41]使用等通道角擠壓(ECAP)技術制備出具有優(yōu)良機械性能的超細晶鈦材(晶粒尺寸200～500 nm)，再采用微弧氧化法分別在超細晶鈦材和常規(guī)鈦材表面制備了含鈣磷的多孔鈦涂層。研究發(fā)現(xiàn)，超細晶鈦由于具有高的缺陷密度和大量的高能晶界和亞晶界，化學反應活性很高，經過相同時間的微弧氧化反應后，表面生成的涂層比常規(guī)鈦更厚，鈣磷含量和鈣磷比均大于常規(guī)鈦涂層；微弧氧化時間超過20 min后，超細晶鈦涂層中出現(xiàn)了納米晶羥基磷灰石和α-Ca3(PO4)2相。模擬體液(SBF)浸泡實驗表明，超細晶鈦浸泡2 d后表面完全形成骨樣磷灰石，而常規(guī)鈦涂層表面大部分仍為氧化后的形貌(見圖12)，且超細晶鈦的顯微硬度達到2.9 GPa，遠高于常規(guī)鈦(1.5 GPa)，因而微弧氧化后的超細晶鈦具有優(yōu)異的力學性能和生物活性。

圖12 超細晶鈦和常規(guī)鈦表面微弧氧化涂層在模擬體液浸泡2 d后的形貌[41]Fig.12 Surface morphologies of MAO coatings formed on titanium soaked in SBF in 2 days:(a)superfine crystal titanium;(b)general titanium

目前，研究人員一方面嘗試在微弧氧化技術中引入各種能量場(如超聲波[42]、磁場[43]等)，使微弧氧化涂層表面的孔隙減小，組織結構更均勻、致密，與基體的結合力和耐腐蝕能力增強，提高涂層斷裂力學性能和生物學性能。另一方面將微量元素引入涂層中，在鈦及鈦合金表面制備含鋅、銅、銀的微弧氧化抗菌涂層。含微量元素鋅、銅、銀的磷酸鈣涂層對金黃色葡萄球菌209P具有抗菌活性，對髓細胞無細胞毒性作用[44]。

4 結 語

鈦及鈦合金植入體表面微納結構的制備方法眾多，每種方法各有特點。總體來看，單獨采用某一技術仍存在一定的局限性，未來還需要在以下方面進行深入研究。

(1) 單一技術有局限，大力開展復合技術構建微納結構和制備微納生物涂層的研究。

(2) 鈦及鈦合金植入體表面微納結構的制備應從不規(guī)則、不準確的微納結構向精確、規(guī)則的微納結構發(fā)展。

(3) 對鈦及鈦合金植入體而言，除了生物學性能之外，由于需要長期承受體液浸泡與循環(huán)載荷作用，故其表面改性層的力學性能研究也應得到重視。

(4)在鈦及鈦合金表面引入具有抗菌作用的微納結構涂層，降低因細菌感染而導致植入手術失敗的幾率。