生物医用多孔钛及钛合金表面改性的研究进展

何喜，冯威, *

（1.成都大学机械工程学院，四川 成都 610106；2.四川省粉末冶金工程技术研究中心，四川 成都 610106）

钛及钛合金因具有优异的力学性能和生物相容性而常常作为牙科植入物和骨骼损伤修复材料[1]。但钛合金材料与骨组织的弹性模量不匹配，以及骨细胞在材料内部生长的空间较小等限制了其作为植入物材料使用[2]。为解决弹性模量不匹配的问题，有学者提出用多孔钛代替实心钛作为骨植入物材料[3]。尽管多孔钛及钛合金可以改善材料弹性模量的不匹配问题，但其生物惰性、细菌感染和耐磨性差等问题仍不可忽视。为了克服上述问题，学者们对钛及钛合金进行改性处理。植入体若耐磨性差，摩擦产生的磨屑会引起炎症并对人体有毒，而植入体表面无抗菌性能则会造成细菌生长，甚至植入体失效。如果能使钛合金材料表面转变成生物活性材料，那么钛及钛合金与骨的结合界面会由机械嵌合向生物结合转变，这会更符合生理力学情况的需要，结合变得更加稳定，而且有利于力的传导。理想的医用钛合金材料与骨组织结合的方式是骨键合，其结合性质为分子水平的化学键合，将提高表面生物活性作为增强结合的措施，以达到应力传导稳定。本文简要介绍了多孔钛及钛合金材料在成骨、抗菌和耐磨几个方面的表面改性，并探讨了针对其生物医学应用的表面改性在未来的发展趋势。

1 生物医用多孔钛及钛合金诱导成骨改性

1.1 改变表面形貌

钛植入体表面变得粗糙可以增大植入物的比表面积，有利于生物矿化过程，同时增强成骨细胞的附着、增殖和分化。植入体表面合适的微米结构或纳米结构对细胞行为具有积极作用，可以很好地促进骨整合。有研究者发现材料表面组织会影响成骨细胞的取向，而表面形貌会影响成骨细胞的形态[4]。

徐广胜等人[5]用钛网烧结制备了孔隙率45%的多孔钛，发现酸洗后多孔钛表面形成阶梯型层状表面，在模拟体液浸泡时多孔钛表面能形成均匀的羟基磷灰石层。 酸蚀表面种植体在8 ~ 10 a后的存活率和成功率很高[6]。有学者[7]将酸蚀后的钛植入物浸泡在氯化钙溶液中进行改性，发现酸处理让材料表面变得更粗糙，而钙改性并没有对表面结构产生影响。这样改性后的钛具有较高的成骨活性和体内稳定性，促进了新骨形成和骨整合。为获得更高粗糙度的表面结构，有研究者[8]通过喷丸和酸蚀后激光改性，在钛表面获得有规律的表面结构(凹槽和孔隙)，从而加速了仿生磷灰石层的形成，诱导更均匀和直接的细胞生长。

除了上述表面改性方法，还有一种方法也可以在钛表面形成多级孔表面结构，那就是使用造孔剂。该法制备的多孔钛会在材料中留下因去除造孔剂所留下的大孔和由堆积的金属粉末之间形成的小孔。然而表面缺陷和微观粗糙的区域被发现是细菌存在最多的地方，表面均匀、缺陷小的种植材料才可降低细菌附着在种植体上的能力[9]，粗糙的表面在供骨细胞生长时也为细菌生长提供了一个良好的环境。另外，酸处理会减弱多孔钛的力学性能，因此应该注意酸处理后的钛合金是否还满足植入物材料的力学性能要求。鉴于以上缺点，研究者逐渐转而研究其他方法。

1.2 表面氧化

改变材料的表面形态结构并没有让材料获得生物活性。想实现材料表面生物活性，可以通过阳极氧化、水热处理等方式对其进行改性，在其表面形成TiO2、NaTiO等生物活性物质。W.F.Wei等人[10]以15 ~ 25 V的电压让钛在NaOH电解液中阳极氧化，令钛表面形成一层NaTiO纳米薄膜，它能促进成骨细胞的扩散、增殖和分化。有研究者发现高糖环境会抑制不同改性钛表面的细胞粘附、增殖和成骨能力，而TiO2纳米管能减轻高糖状态对诱导成骨的抑制，在糖尿病大鼠体内实验中发现TiO2纳米管表面成骨能力良好[11]。另外，二氧化钛纳米管可以改善骨整合，缩短植入体周围骨形成所需的时间[12]，而且其表面与水的接触角接近0°，表现出超亲水性。还有研究者[13]发现采用等离子体处理Ti表面也可以显著提高其亲水性。多孔钛亲水性的提高不仅有利于细胞培养液进入多孔钛孔内，还具有调控蛋白吸附和骨髓间充质干细胞黏附的作用。

徐广胜等人[5]采用碱热处理在多孔钛表面形成了厚度大约2 μm的多孔网状结构钛酸钠。L.Qian等人[14]则采用碱热处理于不同温度(60、100和140 °C)在多孔钛表面制备了TiO2纳米结构(包括纳米网络、纳米片和纳米针)。有学者[15]证明，与其他多孔钛相比，具有纳米针结构的多孔钛吸附蛋白的能力显著增强，能促进细胞在纳米针功能化支架上的黏附和扩散。但有学者发现在碱热处理中改性层易产生裂纹，这将与碱热处理后产生的多孔结构共同作用而令材料整体的力学性能降低。另外，裂纹还会影响材料的活化效果，对羟基磷灰石的沉积、细胞的黏附和增殖都将产生不良影响。为此，王晓花等人[16]采用碱热处理和热处理获得了由大小约200 nm的微孔所组成的网状无裂纹钛酸钠生物活化层，发现它能很快诱导磷灰石的沉积，并推断裂口是由材料过度腐蚀后网状结构被溶断而形成的。

1.3 外加涂层

表面涂层可以将金属的机械强度与涂层优异的生物性能相结合，陶瓷涂层常常被用来提高钛植入体的生物活性。常见的陶瓷涂层有羟基磷灰石(HA)、磷酸钙等。羟基磷灰石是骨骼组织的主要无机成分，具有优良的生物相容性、生物活性和骨传导性，可让改性材料与组织形成化学键，增强组织与植入材料的作用力，HA处理后的植入物表面的细胞黏附和培养的成骨细胞存活率将会变得更好[17]。磷酸钙涂层多孔钛具有明显的促进组织生长的作用，令新骨形成增加和矿化加速，并通过促进体内早期骨整合而缩短愈合时间[18]。然而有研究者发现对于羟基磷灰石而言，当载荷达到其屈服点以后就会发生脆性崩坍，钛则继续发生弯曲屈服。这也是陶瓷涂层的缺点──与金属基体的变形不匹配。因此有研究者选择用金属镀层。

有研究表明，镁在体内的降解产物没有细胞毒性，同时生成的镁离子可促进新骨形成，增强骨和植入物的整合[19]，并且镁降解形成的碱性环境具有促进骨组织生长和抗菌的双重功效[20]。因此，于晓明等人[21]利用离子镀在Ti6Al4V合金表面沉积了颗粒均匀、致密而无明显缺陷的Mg镀层，并发现Mg不仅对金黄色葡萄球菌具有杀灭作用，还可促进细胞的增殖。裴轶丰等人[22]也采用离子镀在多孔钛合金表面制备了镁镀层，发现多孔材料内部的骨长入和骨修复同样明显受到了促进。X.K.Li等人[23]采用离子镀在多孔Ti6Al4V合金上制备了晶粒尺寸细小的镁镀层，膜/基结合力较高，且试验表明镁包覆多孔Ti6Al4V合金具有良好的降解性和生物相容性。Mg作为改性层的优势在于既能发挥基体材料的力学性能，又可以发挥Mg的多重生物功能。有Mg镀层的多孔钛合金可促进新骨的生成，令更多的新生骨长入材料多孔结构内部。

2 生物医用多孔钛与钛合金的抗菌改性

植入体感染是骨科手术后的一种并发症，在植入体上构建抗菌涂层是应对感染的有效策略。抗生素在抑制多种细菌感染方面效果有限，还会产生抗药性。有研究表明，铜具有良好的抗菌性能，X.M.Yu等人[24]通过离子镀将MgCu镀层沉积在Ti6Al4V合金上，提高了植入物的生物活性和抗菌性能。MgCu镀层释放的铜在中性环境下对金黄色葡萄球菌有抑制作用[25]，再加上MgCu降解产生的碱性环境，使MgCu镀层的抗菌作用能持续较长的时间[26]。另外，Ag 和纳米Ag[27]由于其优异的抗菌性也常被用作植入体的抗菌改性材料。纳米针能穿透细菌的细胞壁，在不影响动物细胞行为的情况下发挥杀菌作用[28]，并且细菌很难抵御[29]。王国慧等人[30-31]通过冷冻铸造和热氧化法制备了一种表面具有纳米针的多孔钛，它表现出良好的抗菌和骨整合能力。

3 生物医用多孔钛与钛合金的耐磨改性

植入后的生物医用钛合金在磨损后会产生大量细小碎片，从而引发无菌性松动或骨溶解。特别是常用的植入物Ti6Al4V合金，它在磨损条件下会产生有细胞毒性的Al和V，尤其是Al，易引起老年痴呆症。通过对其表面改性，减少材料在使用过程中的磨损，是延长其使用寿命的关键。为此，W.F.Cui等人[32]在Ti6Al4V合金上通过磁控溅射沉积了摩擦因数低、结合力强和生物相容性好的TiN涂层。由于TiN在基体/涂层界面上的力学性能匹配和增强增韧作用，因此该涂层具有良好的结合性能和耐磨性。为解决Al和V溶解的问题，P.Y.Yi等人[33]采用磁控溅射离子镀在Ti6Al4V合金上沉积了TiAlN涂层，发现该涂层不仅提高了Ti6Al4V合金的耐磨性，而且改善了其耐腐蚀性能。纵观文献可以发现，为改善多孔钛及钛合金的耐磨性能，研究者们都是在材料表面制备摩擦因数更低的陶瓷类材料作为涂层。

4 展望

多孔钛及钛合金是用于生物医学替代骨的生物材料，尽管具有一些优异性能，特别是耐蚀性和生物相容性，但它们是生物惰性材料，并且耐磨性差、无抗菌性，因此对其表面进行改性是非常有必要的。从总体上讲，生物医用多孔钛及钛合金表面改性已经取得一些进展，但人体内复杂的生理环境对其性能要求很高，现在的表面改性方法还不能完全满足临床应用的要求。鉴于此，对未来钛基植入体表面改性研究展望如下：

(1) 对方便快捷，能获得均匀且不易脱落的涂层，具有生物活性、抗菌性等综合性能优良的生物医用材料改性方法的研究应该被重视。

(2) 在研究生物医用材料时既要考虑多孔钛及钛合金的综合性能，还应考虑每个个体之间的差异性(如是否有糖尿病)对材料植入后的影响。

(3) 复合改性，也就是将2种及以上的改性方法相结合，同时或依次对生物医用多孔钛及钛合金进行改性，取长补短，已经成为一种趋势，应被研究者重视，以便使医用多孔钛及钛合金的应用更为广泛。