医用钛合金微弧氧化膜的制备及其生物相容性研究

王凤彪，狄士春

（1.哈尔滨工业大学，黑龙江 哈尔滨 150001；2.大连交通大学，辽宁 大连 116023）

医用钛合金微弧氧化膜的制备及其生物相容性研究

王凤彪1,2,*，狄士春1

（1.哈尔滨工业大学，黑龙江 哈尔滨 150001；2.大连交通大学，辽宁 大连 116023）

利用微弧氧化技术在Ti合金表面制备了医用羟基磷灰石(HA)膜，研究了HA膜在模拟体液中的生物相容性，通过SEM观察了HA膜在模拟体液中浸泡不同时间的表面形貌，并利用EDS测试了HA膜浸泡前后的Ca、P原子分数。结果表明，HA膜在模拟体液中浸泡后，体液的pH变化不大，而经过溶解–重结晶，新生成的HA晶粒发育更完整，更利于膜层与骨的结合；HA膜的钙磷比在浸泡前为1.97，浸泡20 d后下降为1.66，接近于人体骨骼标准。

钛合金；微弧氧化膜；羟基磷灰石；降解；生物相容性

1 前言

羟基磷灰石[Ca10(PO4)6(OH)2，简称 HA]是一种典型的生物活性材料，具有与人体硬组织相似的化学成分和结构，是人骨和牙齿的主要无机成分。当其植入人体时，不仅能引导成骨，而且能与新骨形成骨性结合。在肌肉、韧带或皮下组织种植时，能与组织密切结合，无炎症或刺激反应[1-4]。因此，常常利用羟基磷灰石作为人工骨、人工关节、人工齿根及骨填充材料等，并得到了临床应用。

虽然羟基磷灰石具有良好的生物活性和生物相容性，但力学性能尚有不足。这种材料由于其自身强度低、韧性及力学性能差等缺陷[5-8]，难以满足医学要求，从而限制了它的应用。如何获得力学性能、生物相容性与材料寿命的完美结合，成为目前亟待解决的问题。通过研究，人们发现，钛及其合金的抗蚀性、生物相容性、骨骼融合性、力学性能、可加工性等都符合医用器件材料的要求[9-12]，并能解决羟基磷灰石强度低、韧性及力学性能差等缺陷。但钛合金本身并不具有引导成骨的特性。因此，在钛及钛合金表面生成羟基磷灰石，使之既有优异的力学性能，又有良好的成骨特性成为生物材料研究者关注的热点。

应用微弧氧化(Microarc Oxidation，简称MAO)技术处理钛及其合金，在其表面原位生长一层陶瓷膜，能够提高膜层的抗磨性和抗腐蚀性，而选用适当的电参数和溶液参数，可制备出功能膜。与电镀、喷膜及高温合成等方法比较，它不从外部引入陶瓷物料，而是将基体表面的金属氧化物直接烧结成氧化陶瓷膜[13-15]。因此，利用微弧氧化技术制备以TiO2和羟基磷灰石为陶瓷膜层的医用钛合金器件，避免了单一材料的缺点，从而使植入体和人体组织获得良好的结合。

2 实验

2. 1 试验材料

实验用基体材料为Ti6Al4V钛合金，其成为如下(以质量分数表示)：Al 5.50% ～ 6.75%，V 3.5% ～ 4.5%，O 0.2% ～ 0.3%，Fe ≤0.5%，其他成分＜0.3%，余量为Ti。

将钛合金做成20 mm × 20 mm × 3.5 mm的试样。试样需经机械抛光、除油和去离子水漂洗。

2. 2 试验装置

采用自制的20 kW直流/交流微弧氧化装置对试样进行处理(该设备由脉冲电源、电解槽、搅拌系统和冷却系统组成)，用专用夹具夹持试样与电源正极相连作为系统阳极，不锈钢电解槽为阴极。在微弧氧化过程中采用恒电压模式，电压设置为510 V，固定电源频率为500 Hz、脉宽为300 μs、占空比15%。

2. 3 电解液的配制

制备 HA膜层工作液组分包括：去离子水，(CH3COO)2Ca 0.025 mol/L，EDTA-2Na 0.01 mol/L，(NH4)H2PO40.01 mol/L，NaH2PO40.02 mol/L。用氨水调节pH = 11 ～ 12，并保持工作温度在40 °C以下。

2. 4 生物活性模拟体液的配制

配制500 mL模拟体液(Simulated body fluid，简称SBF)，其配方为：

加工完的试样浸泡于模拟体液中，连续浸泡20 d，并保持恒温(37 ± 0.5) °C，每5 d测量一次试样的质量，同时测定模拟体液的pH。

2. 5 数据分析装置

采用日本电子株式会社的JEOL-JSM-5900LV型扫描电子显微镜(SEM)观测膜形貌和结构特征，英国VG公司的电子能谱(EDS)分析氧化层的成分，Philips公司的X’Pert-MPD型X射线衍射仪(XRD)研究微弧氧化膜层的物相组织结构。

3 结果与讨论

3. 1 模拟体液对膜层形貌的影响

含HA涂层的试样在模拟体液中连续浸泡20 d，每隔5 d的SEM照片见图1。从图1a可看出，试样浸泡5 d后，表面变得更加粗糙，并且孔隙变多，但与浸泡前的试样相比，其表面形貌没有明显的变化。浸泡10 d后(见图1b)，试样表面有沉淀物析出。浸泡15 d时，沉淀物明显增多，并可清晰地看见球状沉淀物，如图1c。试样经20 d的浸泡后(见图1d)，其表面完全被沉淀物所覆盖，可看到膜层出现微小裂纹，但很致密。这主要是因为随着沉淀物的增加，试样表面变厚，并且钛合金表面与其上的 HA具有不同的膨胀率，二者同时膨胀时，产生了裂纹。

图1 试样在模拟体液中浸泡不同时间的表面形貌Figure 1 Surface morphologies of the sample immersed in SBF for different time

3. 2 模拟体液对膜层组织的影响

试样在模拟体液浸泡前后的 XRD检测结果分别见图2a和2b。对比浸泡前后的HA图谱基线可发现，浸泡后，膜层的不定型物质明显减少，而其特征峰强度明显超过浸泡前。分析认为，这是由于膜层在浸泡后期，其降解速度小于沉积速度，试样表层不断沉积新的HA后，膜层厚度变大，导致浸泡后试样表层HA含量大于浸泡前。另外，经模拟体液浸泡后，试样膜层经过溶解与重结晶，生成的 HA晶粒比浸泡前烧结得到的HA晶粒发育更为完整，故其不定型物质减少，这也有助于特征峰强度的提高。

图2 HA膜浸泡前后的XRD谱图Figure 2 XRD patterns for HA coatings before and after immersion

3. 3 膜层在模拟体液中的生物相容性

3. 3. 1 浸泡时间对HA膜降解的影响

HA膜层材料在模拟体液中浸泡后，其质量及模拟体液的pH均发生变化，出现降解现象。HA膜质量随浸泡时间的变化如图3所示。由图3可以看出，随着浸泡时间的延长，HA膜质量呈现先下降后增加的趋势。

图3 HA膜质量随浸泡时间的变化Figure 3 Variation of mass of HA coating with immersion time

研究表明，HA溶解为多核溶解机理与蚀洞溶解机理同时起作用。多核溶解机理主要是指溶解起始于颗粒表面的非均匀部分，如凸起、裂纹等，随后溶解向内部扩展。蚀洞溶解机理是指颗粒表面再溶解时形成蚀刻孔洞，随着溶解的进行，孔洞变多、变大，溶解速度也随之增大，而蚀洞溶解的作用也越来越大，并在中后期起着重要作用[8]。研究认为，溶解与周围液体的雷诺数无关，溶解速度主要受膜层表面形貌的控制，在溶液pH一定时，羟基磷灰石的失重量与时间呈对数关系。因此，可以认为 HA膜层最初在模拟体液中溶解的速度大于生成的类 HA物质的沉积速度，膜层质量下降。随着时间的推移，溶解速度不断下降，沉积速度不断上升，当沉积速度大于溶解速度时，就会有新物质沉积在试样的表面，使浸泡后的质量增加。

生物医学通常认为膜层的降解和溶解有利于膜层与骨的结合，在发生降解及溶解的位置，骨组织与膜层材料的结合尤为紧密。这种现象可以从细胞生理学的角度得到解释：Ca2+可以作为细胞信息的传递者在细胞体内释放，然后促进磷酸钙盐与周围环境的相互作用[11]；因此，膜层溶解造成的相对较大的细胞膜内外的 Ca2+浓度差，大大提高了细胞的活性。同时，P能够参与多种有关细胞能量的代谢，为有关反应提供能量。因此，膜层的溶解和降解造成的局部相对较高的Ca2+和 P浓度差，刺激了骨的生长，使材料与骨形成了更紧密的结合。

3. 3. 2 浸泡时间对模拟体液pH的影响

HA膜浸泡于模拟体液中，模拟体液的pH随浸泡时间的变化如图4所示。它表明，模拟体液pH随浸泡时间的延长而缓慢上升。

HA膜层溶解时，其OH-会与模拟体液中的H+发生中和反应。HA溶解的动力学机理如下：

图4 模拟体液pH随浸泡时间的变化Figure 4 Variation of pH of simulated body fluid with immersion time

因此，随着浸泡时间的延长，模拟体液的pH会不断升高，但pH的增大速度随时间的增加而不断减小。这是由于该膜层浸泡前所含的 HA晶体发育不完善，浸泡初期，HA膜溶解较多，使OH-增加较多，故pH上升较快；浸泡一段时间后，HA溶解速度降低，模拟体液的pH变化趋势也相应变小。总体而言，模拟体液的pH在20 d内从7.2升到7.9，变化不大。这说明膜层的化学稳定性好，可满足长期植入人体的需要。

3. 3. 3 模拟体液对钙磷比的影响

利用SEM上的EDS对HA膜层进行微区成分分析，以分析浸泡前后HA膜Ca、P元素的变化情况，结果见表1。

表1 HA膜浸泡前后Ca、P原子分数的变化Table 1 Variation of Ca and P atomic fraction before and after immersion

由表1可知，浸泡前，HA膜的n(Ca)/n(P)= 1.97，浸泡20 d后，HA膜的n(Ca)/n(P)= 1.66，下降了0.31，而非常接近人体骨骼的标准，即n(Ca)/n(P)= 1.67。原因主要是所配制的模拟体液中，Ca、P离子已处于饱和状态，溶液中离子浓度或pH稍有变化，都会引起模拟体液的生理变化。因此，Ca、P离子就以HA的固有比例沉积到试样表面，促使新骨的生成，从而改变了试样表面的钙磷比。

4 结论

(1) 通过微弧氧化技术处理Ti6Al4V钛合金，在其表面形成 HA膜。该膜层在模拟体液中浸泡后，经过溶解与重结晶，所生成的 HA晶粒比浸泡前的 HA晶粒发育更为完整。

(2) 在模拟体液中，HA膜最初的溶解速度大于经溶解–重结晶后生成的HA的沉积速度，膜层质量下降。在浸泡后期，溶解速度不断减小，新的 HA的沉积速度不断加快，以致沉积速度大于溶解速度，使浸泡后期 HA膜的质量增加。因此可以认为，膜层的降解和溶解有利于膜层与骨的结合。

(3) HA膜浸泡前的钙磷比为1.97，浸泡20 d后，其钙磷比下降为1.66，与人体骨骼标准钙磷比1.67非常接近。

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Preparation and biocompatibility study of medical micro-arc oxidation coating on titanium alloy //

WANG Feng-biao*, DI Shi-chun

A medicinal hydroxyapatite (HA) coating was fabricated on the surface of titanium alloy with micro-arc oxidation process, and the biocompatibility of the HA coating in simulated body fluid (SBF) was studied. The surface morphology of the HA coating immersed in SBF for different time was observed by SEM, and the atomic fractions of Ca and P in HA coating before and after immersion were determined by EDS. Results proved that the pH of SBF is slightly changed after immersion of HA coating in it, and the regenerated HA grains grow more completely during dissolution–recrystallization, resulting in favorable combination of the coating with bones. Ca/P ratio of the HA coating was decreased from 1.97 before immersion to 1.66 after immersion for 20 d, close to human body bones standard.

titanium alloy; micro-arc oxidation coating; hydroxyapatite; degradation; biocompatibility

Harbin Institute of Technology, Harbin 150001, China

TG178; TG174.453

A

1004 – 227X (2011) 06 – 0025 – 04

2010–11–23

王凤彪（1979–），男，辽宁沈阳人，讲师，在读博士生，主要从事钛合金生物涂层研究。

作者联系方式：(E-mail)wfb_0_0@163.com。

[ 编辑：韦凤仙 ]