醫(yī)用鈦合金材料表面改性對(duì)骨整合影響的研究進(jìn)展

王杰 李浩鵬*

近年來(lái)，隨著骨科植入物手術(shù)的快速發(fā)展，使得從前極為棘手的脊柱外科疾?。ㄈ珏緲凶得撐缓透鞣N病因?qū)е碌募怪鶄?cè)凸）的手術(shù)治療成為可能。目前，骨科植入物手術(shù)所用的生物材料大體上可分為四大類(lèi)：金屬及其合金、聚合物、陶瓷以及天然材料（如自體骨或同種異體骨）[1-3]。其中，臨床應(yīng)用最為廣泛的生物材料當(dāng)屬以Ti6Al4V為代表的鈦合金材料。

自20世紀(jì)60年代開(kāi)始，鈦及其合金材料逐漸應(yīng)用于骨科植入物。如今，已有2%的鈦用于醫(yī)療用途。與其他金屬植入物材料相比，鈦合金材料具有良好的生物相容性、耐腐蝕性以及機(jī)械強(qiáng)度[4]。但是，隨著醫(yī)用鈦合金材料在臨床中的廣泛應(yīng)用，其不足之處逐漸顯現(xiàn)。在骨科植入物術(shù)后隨訪過(guò)程中發(fā)現(xiàn)鈦合金植入物存在塌陷、松動(dòng)以及脫落的風(fēng)險(xiǎn)[5]。究其原因，主要是因?yàn)殁伜辖鸩牧蠈儆谏锒栊圆牧?，其不具備生物活性和骨誘導(dǎo)性，進(jìn)而無(wú)法與骨界面形成良好的骨整合[6]。上述鈦合金材料的自身缺陷使得醫(yī)用鈦合金的進(jìn)一步臨床推廣應(yīng)用受到了限制。材料的表面形貌是影響材料性能的重要因素之一。改變金屬材料的表面形貌設(shè)計(jì)有望克服并解決醫(yī)用鈦合金材料不具備生物活性和骨誘導(dǎo)性的自身缺陷，使其與骨界面形成良好的骨整合，以便今后更好地應(yīng)用于臨床。目前研究較為熱門(mén)的表面改性技術(shù)主要有噴砂與酸蝕改性設(shè)計(jì)、去合金化改性設(shè)計(jì)、微弧氧化改性設(shè)計(jì)、等離子噴涂改性設(shè)計(jì)。本文就上述4種醫(yī)用鈦合金材料表面改性設(shè)計(jì)對(duì)骨整合影響的研究發(fā)展現(xiàn)狀進(jìn)行綜述。

鈦合金植入物植入人體后，骨整合過(guò)程主要發(fā)生于植入物—骨界面。植入物—骨界面的早期骨整合不理想被認(rèn)為是骨科植入物手術(shù)失敗的主要原因之一[7-8]。因此，如何改變鈦合金材料的表面形貌，使原本為生物惰性材料的鈦合金具有生物活性和骨誘導(dǎo)性便成為了當(dāng)今的研究熱點(diǎn)。

1 鈦合金材料表面噴砂與酸蝕改性設(shè)計(jì)

噴砂與酸蝕是最常用的表面改性處理技術(shù)之一，常用以增強(qiáng)醫(yī)用鈦合金材料的骨整合效果并減少達(dá)到理想骨整合效果所需的時(shí)間[9]。噴砂與酸蝕技術(shù)的特點(diǎn)是在噴砂過(guò)程中利用不同尺寸的砂粒進(jìn)行材料表面磨損，然后進(jìn)行酸蝕處理，以提高宏觀層面與微觀層面的材料表面粗糙度[10]。經(jīng)噴砂與酸蝕表面處理后，材料表面結(jié)構(gòu)會(huì)發(fā)生很大的改變，這便為鈦合金材料表面改性提供了新思路。表面蛋白黏附被認(rèn)為是鈦合金植入物在植入體內(nèi)后發(fā)生的第一種生物反應(yīng)，其負(fù)責(zé)介導(dǎo)隨后發(fā)生的諸多細(xì)胞事件（如骨整合過(guò)程）[11]。植入物材料直接黏附蛋白的能力將會(huì)影響到細(xì)胞在材料表面的生物學(xué)行為，如細(xì)胞的形態(tài)、黏附和遷移。植入物材料表面與蛋白之間的相互作用屬于一種協(xié)同作用，即材料表面的結(jié)構(gòu)會(huì)影響蛋白的活性或增殖能力，此為材料表面對(duì)蛋白的作用，此外，細(xì)胞在材料表面所產(chǎn)生的一些蛋白活性物質(zhì)會(huì)使材料表面具備一定的生物活性，此為蛋白對(duì)材料表面的作用[12]。經(jīng)噴砂與酸蝕表面改性處理的植入物表面的形貌特征有助于蛋白的黏附，這便為后續(xù)的骨整合過(guò)程提供了有利條件。此外，還可以通過(guò)調(diào)控經(jīng)噴砂與酸蝕表面改性處理的鈦合金植入物表面的電荷變化來(lái)改變植入物的生物學(xué)特征。Ding等[13]學(xué)者將鈦合金植入物經(jīng)噴砂與酸蝕表面改性處理后，分別浸泡在CaCl2、NaCl溶液中，進(jìn)而分為四組：噴砂酸蝕組、噴砂酸蝕—Ca2+組、噴砂酸蝕—NaCl組以及噴砂酸蝕—Ca2++NaCl組（見(jiàn)圖1），實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明在四組樣品中，噴砂酸蝕—Ca2+組材料表面負(fù)電荷明顯減少且其纖維連接蛋白吸附量和細(xì)胞學(xué)性能均優(yōu)于其他三組，提示調(diào)控經(jīng)噴砂與酸蝕表面改性處理的鈦合金植入物表面的電荷變化可以減少植入物表面與生物分子之間的靜電排斥來(lái)進(jìn)一步增強(qiáng)植入物的生物相容性。利用噴砂與酸蝕表面改性技術(shù)，可以設(shè)計(jì)和制備出具有微米級(jí)凹陷甚至是亞微米級(jí)凹陷的表面結(jié)構(gòu)?？紤]到骨骼結(jié)構(gòu)是由納米級(jí)到宏觀級(jí)的分層混合結(jié)構(gòu)組成，分層紋理表面可能促進(jìn)成骨細(xì)胞的成骨相關(guān)功能。這一假設(shè)已得到證實(shí)，其中最具代表性的層次化結(jié)構(gòu)為經(jīng)噴砂與酸蝕表面改性處理的鈦合金材料表面，該表面是由噴砂處理產(chǎn)生的微米級(jí)（20～40 m）凹坑和酸蝕處理產(chǎn)生的亞微米級(jí)（0.5～3 m）凹坑組成[14]。經(jīng)噴砂與酸蝕處理的材料表面能明顯促進(jìn)骨整合，取得滿意的臨床效果。Zinger等[15]學(xué)者研究了成骨細(xì)胞對(duì)經(jīng)光蝕刻處理和酸蝕刻表面改性處理產(chǎn)生的特定微米級(jí)和亞微米級(jí)結(jié)構(gòu)的反應(yīng)，結(jié)果表明細(xì)胞形態(tài)，特別是絲狀偽足的附著與亞微米級(jí)凹坑的存在相關(guān)，該結(jié)構(gòu)可明顯促進(jìn)成骨細(xì)胞的成骨分化。Klein等[16]學(xué)者強(qiáng)調(diào)了亞微米結(jié)構(gòu)對(duì)成骨細(xì)胞生物學(xué)反應(yīng)的刺激作用，材料表面亞微米結(jié)構(gòu)有助于提升材料的骨整合性能。將其他表面改性技術(shù)與噴砂、酸蝕表面改性技術(shù)相結(jié)合有望進(jìn)一步提升鈦合金材料的骨整合性能。Yang等[17]學(xué)者先采用噴砂、酸蝕表面改性技術(shù)使鈦合金表面粗糙度增大，然后利用電化學(xué)陽(yáng)極氧化技術(shù)在上述粗糙表面形成超親水性Ti O2納米網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)，實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示在經(jīng)噴砂、酸蝕處理后的粗糙表面上形成超親水性TiO2納米網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)在體外、體內(nèi)均能有效地增強(qiáng)骨整合效果。噴砂與酸蝕表面改性處理實(shí)現(xiàn)了在鈦合金表面形成微米級(jí)凹陷或者亞微米級(jí)凹陷甚至是二者相結(jié)合的表面形貌特征，這在更大程度上與骨骼自然的分層混合結(jié)構(gòu)保持一致，這對(duì)材料表面結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)的層次化具有一定的參考價(jià)值。

噴砂與酸蝕表面改性是現(xiàn)今最為常用的一項(xiàng)材料表面改性技術(shù)，其具有操作簡(jiǎn)便、周期短等特點(diǎn)。但是其所涉及的調(diào)控因素甚多，如噴砂過(guò)程中的砂料顆粒尺寸、噴砂的噴速、噴槍距基體材料的距離等因素，以及酸蝕過(guò)程中的酸性溶液成分、濃度以及酸蝕時(shí)間等因素。因此，噴砂與酸蝕表面改性可以通過(guò)調(diào)控上述相關(guān)影響因素來(lái)實(shí)現(xiàn)對(duì)鈦合金材料骨整合性能的調(diào)控。這一方面仍是今后研究的重點(diǎn)方向。

2 鈦合金材料表面去合金化改性設(shè)計(jì)

去合金化是一種可以去除合金材料中部分金屬元素成分的新技術(shù)。去合金化技術(shù)大致可分為電化學(xué)去合金化和液態(tài)金屬去合金化兩類(lèi)[18]。此處主要介紹液態(tài)金屬去合金化技術(shù)。液態(tài)金屬去合金化是一種利用合金材料在液態(tài)金屬中的侵蝕作用制備多孔材料的冶金方法[19]。該方法采用適合作為侵蝕性介質(zhì)的液態(tài)金屬擴(kuò)散到固體合金中，同時(shí)伴有合金的一種或多種成分的選擇性溶解。通過(guò)調(diào)控液態(tài)金屬去合金化的加工條件，可以有效地從納米級(jí)至微米級(jí)范圍調(diào)控基體合金材料的結(jié)構(gòu)單元尺寸，從而實(shí)現(xiàn)在合金表面制備納米級(jí)至微米級(jí)的表面多孔結(jié)構(gòu)[20]。Okulov等[21]學(xué)者利用液態(tài)金屬去合金化對(duì)醫(yī)用鈦合金材料進(jìn)行表面改性處理，研究結(jié)果顯示經(jīng)液態(tài)金屬去合金化表面改性處理后，在鈦合金材料表面形成了一層多孔表面結(jié)構(gòu)涂層（見(jiàn)圖2），這有利于細(xì)胞的長(zhǎng)入，從而使得鈦合金材料具有較好的骨整合性能。Wang等[22]學(xué)者將鈦合金材料經(jīng)去合金化處理后在其表面形成了納米孔狀表面結(jié)構(gòu)，這一納米孔狀表面結(jié)構(gòu)具有較高的親水性和蛋白黏附能力，有利于成骨細(xì)胞在鈦合金材料表面的早期黏附，這為之后的骨組織形成提供了良好的前期條件，有助于提高鈦合金材料的骨整合能力。經(jīng)液態(tài)金屬去合金化制備的多孔結(jié)構(gòu)鈦合金材料在凸顯其優(yōu)異的生物相容性的同時(shí)，其彈性模量也得到了一定程度地降低，這便使醫(yī)用鈦合金材料的骨整合性能得到了進(jìn)一步地提升。對(duì)鈦合金材料去合金化處理的過(guò)程進(jìn)行研究發(fā)現(xiàn)，在去合金化處理形成多孔表面結(jié)構(gòu)的同時(shí)，材料的屈服強(qiáng)度和壓縮形變能力都相應(yīng)地得到了提升，彈性模量也降至15.1 GPa，彈性模量的有效降低將有助于材料的骨整合能力的提升[23]。

圖2 Ti-6Al-7Nb在不同時(shí)間點(diǎn)經(jīng)液態(tài)金屬去合金化處理后的表面掃描電鏡圖：A、B.10 min；C、D.20 min；E、F.30 min[21]

液態(tài)金屬去合金化的顯著優(yōu)點(diǎn)是在選擇所需多孔生物材料的化學(xué)成分時(shí)具有很大的靈活性，同時(shí)可制備出獨(dú)特的可調(diào)控微孔結(jié)構(gòu)。液態(tài)金屬去合金化有望實(shí)現(xiàn)醫(yī)用鈦合金材料的生物相容性和低彈性模量的合理適配，生物相容性和彈性模量都是影響材料骨整合效果的重要因素，液態(tài)金屬去合金化將二者協(xié)調(diào)的相結(jié)合，從而達(dá)到提升醫(yī)用鈦合金材料的骨整合性能的目標(biāo)。但是，若想實(shí)現(xiàn)醫(yī)用鈦合金材料的生物相容性和低彈性模量的合理適配，則需要對(duì)液態(tài)金屬去合金化過(guò)程中的諸多調(diào)控因素進(jìn)行細(xì)致的研究。這也是未來(lái)很長(zhǎng)一段時(shí)期內(nèi)，學(xué)者們所需要攻克的難題。

3 鈦合金材料表面微弧氧化改性設(shè)計(jì)

微弧氧化是在陽(yáng)極氧化技術(shù)的基礎(chǔ)上發(fā)展而來(lái)的一項(xiàng)新技術(shù)。微弧氧化技術(shù)主要依賴(lài)電解液和相關(guān)參數(shù)的匹配。具體過(guò)程是在電弧放電時(shí)產(chǎn)生的高溫高壓環(huán)境下，在金屬及其合金表面完成的。微弧氧化技術(shù)具有工藝操作簡(jiǎn)單、可加工性強(qiáng)、生產(chǎn)效率高等諸多優(yōu)點(diǎn)[24]。根據(jù)等離子體電解氧化的原理，微弧氧化可在鈦合金基體材料表面形成多孔且緊密黏附的TiO2薄膜，因此微弧氧化被應(yīng)用于醫(yī)用鈦合金材料表面改性。利用微弧氧化可將一些無(wú)機(jī)或有機(jī)物質(zhì)應(yīng)用于鈦合金材料表面并形成多孔且分層的表面結(jié)構(gòu)涂層，從而實(shí)現(xiàn)提高鈦合金材料的生物活性、骨誘導(dǎo)性以及骨整合性能的目標(biāo)[25]。此外，在TiO2涂層中加入Ca、Sr和Ag等元素以形成多孔內(nèi)、外雙層的表面結(jié)構(gòu)涂層，可相應(yīng)地提高材料的生物活性和生物學(xué)性能，從而改善鈦合金材料的骨整合性能。Huang等[26]研究團(tuán)隊(duì)利用微弧氧化制備出B-Ti O2涂層（見(jiàn)圖3），B-TiO2涂層鈦合金由于其材料表面結(jié)構(gòu)的改變有利于涂層中B離子的釋放被認(rèn)為是提高堿性磷酸酶活性和促進(jìn)細(xì)胞成骨分化的原因，B-TiO2涂層改變了鈦合金材料的表面結(jié)構(gòu)形貌為成骨細(xì)胞的生長(zhǎng)、分化提供了良好的平臺(tái)，進(jìn)而提升了鈦合金材料的骨整合能力。Zhang等[27]學(xué)者在含乙二胺四乙酸銅二鈉的溶液中利用一步微弧氧化法于鈦合金材料表面制備出Cu-TiO2涂層，該涂層是由含TiO2和多孔Ca結(jié)構(gòu)的內(nèi)層與含納米級(jí)HA晶體的外層所構(gòu)成，這一獨(dú)特的雙層結(jié)構(gòu)有助于提升成骨細(xì)胞的增殖與成骨分化能力，為后續(xù)的骨整合提供了良好的前提。Li等[28]學(xué)者將利于骨修復(fù)的Ca和Sr元素加入鈦合金材料表面的微弧氧化涂層中，所形成的Ca-Sr微弧氧化涂層具備多孔、超親水性的層狀結(jié)構(gòu)，這一結(jié)構(gòu)對(duì)人骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞的增殖與成骨分化具有良好的促進(jìn)作用。將微弧氧化與其他工藝技術(shù)相結(jié)合也有助于提高鈦合金材料的骨整合性能。Tang等[29]學(xué)者將微弧氧化與水熱反應(yīng)相結(jié)合在鈦合金材料表面制備出Ba Ti O3涂層，BaTi O3涂層鈦合金植入物在植入動(dòng)物體內(nèi)初期時(shí)，該涂層的壓電效應(yīng)可能對(duì)骨的誘導(dǎo)生長(zhǎng)和骨整合起到促進(jìn)作用。微弧氧化使得多層次結(jié)構(gòu)涂層的制備成為可能。微弧氧化可在鈦合金材料表面制備宏觀-微米-納米三重層次結(jié)構(gòu)涂層，該結(jié)構(gòu)涂層顯著促進(jìn)了成骨細(xì)胞的粘附、增殖、分化以及基質(zhì)礦化[30]。兩步法微弧氧化可在具有宏觀孔隙率的材料表面制備具有微孔結(jié)構(gòu)和含生物活性元素的結(jié)構(gòu)涂層[31]。Durdu等[32]學(xué)者將微弧氧化與熱蒸發(fā)物理氣相沉積技術(shù)相結(jié)合制備出具有高親水性且羥基磷灰石分布均勻、致密的鍍銀結(jié)構(gòu)涂層，從而提高了材料表面的生物活性。

圖3 微弧氧化結(jié)構(gòu)涂層的表面形貌和粗糙度：A、B.TiO2涂層；D、E.B-TiO2涂層；C、F.TiO2涂層和B-TiO2涂層的粗糙度[26]

微弧氧化作為材料表面改性的重要技術(shù)，其被廣泛應(yīng)用于TiO2涂層和羥基磷灰石涂層的制備。微弧氧化制備的多孔結(jié)構(gòu)涂層具有較強(qiáng)的親水性并能促進(jìn)植入物材料表面與周?chē)M織的相互作用。微弧氧化雖有操作簡(jiǎn)單、成本經(jīng)濟(jì)等優(yōu)點(diǎn)，但微弧氧化制備的結(jié)構(gòu)涂層與鈦合金基體之間的結(jié)合強(qiáng)度欠佳。在今后的研究中應(yīng)多考慮將微弧氧化與其他工藝技術(shù)相結(jié)合，以提高所制備的結(jié)構(gòu)涂層與鈦合金基體之間的結(jié)合強(qiáng)度。

4 鈦合金材料表面等離子噴涂改性設(shè)計(jì)

等離子噴涂技術(shù)是一種以等離子電弧為熱源的熱噴涂技術(shù)，廣泛應(yīng)用于形成具有優(yōu)異物理、化學(xué)和力學(xué)性能的涂層，因此可應(yīng)用于骨科生物材料領(lǐng)域[33]。當(dāng)前，等離子噴涂表面改性技術(shù)在醫(yī)用鈦合金表面改性中主要用于表面涂層的制備。利用等離子噴涂表面改性技術(shù)在醫(yī)用鈦合金材料表面制備羥基磷灰石涂層，以提高材料的骨誘導(dǎo)性并增強(qiáng)其骨整合能力是當(dāng)前眾多學(xué)者致力研究的主要方向之一。在不同的等離子體氣體環(huán)境下，Kotian等[34]學(xué)者在Ti6Al4V合金材料表面制備羥基磷灰石涂層時(shí)發(fā)現(xiàn)等離子體氣體環(huán)境對(duì)羥基磷灰石涂層的組成、結(jié)晶度和微裂紋的形成具有重要影響。進(jìn)一步研究發(fā)現(xiàn)，通過(guò)控制涂層制備過(guò)程中的等離子體氣體溫度可有效減少羥基磷灰石涂層的微裂紋，以提高羥基磷灰石涂層的質(zhì)量。Liu等[35]學(xué)者研究發(fā)現(xiàn)，一種新型蒸汽介導(dǎo)多孔化等離子噴涂技術(shù)在制備具有生物活性的多孔羥基磷灰石涂層方面具有極大的發(fā)展前景，該項(xiàng)技術(shù)可增強(qiáng)成骨細(xì)胞在材料表面的黏附與成骨分化。利用等離子噴涂技術(shù)有望提升生物材料涂層的整體性能。Ebrahimi等[36]學(xué)者利用等離子噴涂技術(shù)在鈦合金植入物表面制備一種新型雙層羥基磷灰石/Al2O3-Si O2涂層（見(jiàn)圖4），與單層羥基磷灰石相比，該新型雙層表面結(jié)構(gòu)改善了成骨細(xì)胞的生物學(xué)行為，進(jìn)而提高了鈦合金植入物的生物相容性。Ke等[37]學(xué)者利用等離子噴涂技術(shù)制備出一種MgO、Ag2O和羥基磷灰石多層梯度混合表面涂層，以提高鈦合金植入物的生物活性并使其具有抗菌性能，這種新型表面結(jié)構(gòu)涂層改善了植入物材料的骨整合性能，并降低了由于植入物松動(dòng)或植入物源性感染所導(dǎo)致的植入物手術(shù)失敗的風(fēng)險(xiǎn)。Zhang等[38]學(xué)者利用等離子噴涂技術(shù)嘗試在鈦合金材料表面制備CaO-MgO-SiO2表面結(jié)構(gòu)涂層并進(jìn)行了一系列體內(nèi)實(shí)驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示這種表面結(jié)構(gòu)促進(jìn)成骨細(xì)胞黏附、成骨礦化，為骨組織的后續(xù)生成提供了良好的平臺(tái)，從而增強(qiáng)了鈦合金材料的骨整合性能。這表明CaO-MgO-Si O2涂層有望替代羥基磷灰石涂層用于骨科植入物的制備。

圖4 樣品表面形貌：A.HA/Al2O3-10%wtSiO2涂層；B.HA/Al2O3-20%wtSiO2涂層；C.HA/Al2O3-30%wtSiO2涂層；D.未熔化顆粒的EDS檢測(cè)結(jié)果[36]

等離子噴涂技術(shù)為醫(yī)用鈦合金表面結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)提供了一種經(jīng)濟(jì)、實(shí)用、可靠的方法。利用等離子噴涂技術(shù)可將非金屬、金屬元素以及無(wú)機(jī)化合物制備成涂層用于醫(yī)用鈦合金表面改性，從而達(dá)到使醫(yī)用鈦合金材料具備良好的骨誘導(dǎo)性和骨整合性能的目標(biāo)。但是，涂層結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性有待提高。對(duì)于等離子噴涂技術(shù)改善醫(yī)用鈦合金材料的骨誘導(dǎo)性和骨整合性能的相關(guān)作用機(jī)制仍需學(xué)者們進(jìn)一步的探索。

5 小結(jié)與展望

綜上，4種材料表面改性方法的優(yōu)劣勢(shì)比較如表1所示。目前，在骨科生物材料領(lǐng)域，醫(yī)用鈦合金仍是臨床應(yīng)用最多的骨科植入物材料。但是，鈦合金植入物由于其不具備生物活性與骨誘導(dǎo)性，這便導(dǎo)致其骨整合性能欠佳。本研究團(tuán)隊(duì)主要從事鈦合金材料骨整合性能方面的研究，本研究團(tuán)隊(duì)認(rèn)為具有理想的骨整合性能的骨科生物材料應(yīng)當(dāng)滿足“5個(gè)特性”和“1個(gè)要求”，即生物相容性、耐腐蝕性、機(jī)械強(qiáng)度、生物活性、骨誘導(dǎo)性以及具備類(lèi)似骨骼的從宏觀至納米級(jí)的三維不均勻分層結(jié)構(gòu)的結(jié)構(gòu)學(xué)要求。醫(yī)用鈦合金材料的表面改性有望提升鈦合金材料的骨整合性能。噴砂與酸蝕是最常用的表面改性處理技術(shù)之一，但是其所涉及的調(diào)控因素甚多，因此，如何通過(guò)改變相關(guān)影響因素來(lái)實(shí)現(xiàn)對(duì)鈦合金材料的骨整合性能的調(diào)控仍是今后研究的重點(diǎn)方向。液態(tài)金屬去合金化可制備出獨(dú)特的可調(diào)控微孔結(jié)構(gòu)，但是，實(shí)現(xiàn)醫(yī)用鈦合金材料的生物相容性和低彈性模量的合理適配，則需要對(duì)其制備過(guò)程進(jìn)行細(xì)致的研究，此方面仍需突破。微弧氧化作為材料表面改性的重要技術(shù)，雖有操作簡(jiǎn)單、成本經(jīng)濟(jì)等優(yōu)點(diǎn)，但微弧氧化制備的結(jié)構(gòu)涂層與鈦合金基體之間的結(jié)合強(qiáng)度欠佳，這是今后學(xué)者主要研究的方向之一。等離子噴涂技術(shù)為醫(yī)用鈦合金表面改性提供了一種新思路，但是，關(guān)于等離子噴涂技術(shù)改善醫(yī)用鈦合金材料的骨誘導(dǎo)性和骨整合性能的相關(guān)作用機(jī)制尚不明確，這仍是今后的研究熱點(diǎn)。從醫(yī)用鈦合金材料表面改性的精準(zhǔn)調(diào)控出發(fā)，逐步研發(fā)、制備出具有理想的骨整合性能的骨科生物材料。但是，實(shí)現(xiàn)醫(yī)用鈦合金材料表面改性的精準(zhǔn)調(diào)控則需要對(duì)諸多調(diào)控因素進(jìn)行深入而細(xì)致地研究。這也是研究骨科生物材料方面的學(xué)者今后所需探索的方向之一，以期在未來(lái)將醫(yī)用鈦合金材料更好地應(yīng)用于臨床。

表1 材料表面改性方法的優(yōu)劣勢(shì)比較