第二次世界大戰(zhàn)以后[1-4]，由于航空航天和軍事產(chǎn)業(yè)對(duì)材料制備及加工工藝的嚴(yán)格要求，鈦及鈦合金開(kāi)始應(yīng)用于醫(yī)學(xué)領(lǐng)域。

由于其良好的綜合力學(xué)性能和可加工性、生物相容性，鈦及鈦合金被廣泛應(yīng)用于牙科、人體矯形外科以及醫(yī)療器械等醫(yī)學(xué)領(lǐng)域，成為人工關(guān)節(jié)、骨創(chuàng)傷產(chǎn)品、人工牙齒等硬組織的替代或修復(fù)的優(yōu)選材料。

對(duì)于生物醫(yī)用材料，在其植入人體后，必須考慮生物相容性，即生物材料與組織、血液以及免疫和全身反應(yīng)，同時(shí)又必須滿足足夠的強(qiáng)度和韌性，適宜的彈性模量，以及高度的穩(wěn)定性（耐磨、耐蝕）和持久的耐用性（疲勞和斷裂）等力學(xué)相容性。

但是，從目前應(yīng)用來(lái)看，鈦及鈦合金仍然存在諸多問(wèn)題，無(wú)法滿足生物材料的所有要求，主要集中在以下幾個(gè)方面：

第一，生物相容性較差。鈦合金的彈性模量與骨組織彈性模量相比，約為骨組織的4~10 倍，植入后易產(chǎn)生“應(yīng)力屏蔽”效應(yīng)，在界面上機(jī)械性能不匹配，無(wú)法與骨形成強(qiáng)有力的化學(xué)性結(jié)合，僅為機(jī)械嵌連性結(jié)合，易與周圍宿主骨組織分離而發(fā)生松動(dòng)，導(dǎo)致植入失敗。第二，耐磨性相對(duì)不佳。鈦合金摩擦系數(shù)大，在植入人體后，大量的磨損是由于摩擦和磨損的產(chǎn)生，導(dǎo)致鈍化膜破裂，在周圍組織的生物反應(yīng)，導(dǎo)致各種炎癥，抑制成骨細(xì)胞的增殖，使骨骼重塑紊亂和骨質(zhì)吸收差，使植入體松動(dòng)并最終導(dǎo)致植入失敗。第三，鈦合金醫(yī)用材料的抗腐蝕性還具有可提高空間。

在自然條件下，鈦合金的表面迅速與氧反應(yīng)生成一層致密的氧化膜，這種氧化膜在自然條件下可長(zhǎng)期穩(wěn)定存在，并阻止鈦合金與空氣或水的反應(yīng)，經(jīng)過(guò)分析得出，鈦合金在自然條件下耐蝕性能良好。然而，在較為復(fù)雜的人體中，引用鈦合金材料在身體體液腐蝕作用下，表面氧化膜容易出現(xiàn)剝離或溶解可能性，疲勞性能劣化，并且在U 期間將植入有毒物質(zhì)Al、V 等緩慢滲入體內(nèi)，Al，V 元素具有一定的細(xì)胞毒性，可能導(dǎo)致骨組織表面無(wú)法生成磷灰石，對(duì)人體產(chǎn)生不利影響。

針對(duì)上述應(yīng)用中的問(wèn)題，人們通常通過(guò)兩種途徑來(lái)解決，提高醫(yī)用鈦合金的綜合應(yīng)用性能：第一，通過(guò)合金成分設(shè)計(jì)、調(diào)節(jié)金屬材料組織結(jié)構(gòu)提高其應(yīng)用性能。第二，通過(guò)改變鈦及鈦合金材料的表面性能。目前，鈦合金的表面改性在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域引起越來(lái)越多的關(guān)注。表面改性不僅保持了基質(zhì)材料的優(yōu)良機(jī)械和生物學(xué)性能，而且大大提高了其臨床性能。

因此，采用各種表面改性技術(shù)來(lái)提高鈦合金的生物相容性，耐磨性和耐腐蝕性已成為生物醫(yī)用鈦合金的熱點(diǎn)問(wèn)題[7]。

1 、羥基磷灰石（Hydroxyapatite，HA）涂層[5-7]

羥基磷灰石（Ca10(PO4)6(OH)2）是人體骨骼和牙齒的重要無(wú)機(jī)組成部分之一，在鈦及鈦合金表面增加羥基磷灰石涂層后植入人體，磷和鈣會(huì)游離出材料表面，被身體組織吸收，并促進(jìn)生成新的組織。

對(duì)鈦合金進(jìn)行表面改性而得到的鈦合金/ 羥基磷灰石涂層復(fù)合材料，兼具了良好的強(qiáng)度韌性和生物兼容性，引起了大量學(xué)者的廣泛興趣。HA 涂層和人體骨骼的成分以及構(gòu)成 相似，可以有效地促進(jìn)成骨細(xì)胞的貼附和聚集，新骨可同時(shí)在周圍骨組織的表面和HA 涂層的表面生長(zhǎng)，它還促進(jìn)植入物與骨組織之間的直接化學(xué)鍵合。較為常見(jiàn)的圖層處理方法 有：等離子體噴涂、激光熔覆、激光凝覆、激光合金化、溶膠—凝膠法、水熱合成、電化學(xué)沉積和離子注入等。Chien將納米羥基磷灰石和精氨酸- 甘氨酸- 天冬氨酸多肽固定 在鈦植入物表面，發(fā)現(xiàn)植入物具有顯著的誘導(dǎo)成骨作用，促進(jìn)成骨細(xì)胞分化，抑制成骨細(xì)胞凋亡。

Hanawa 發(fā)現(xiàn)鈣離子注入可以加速磷酸鈣在鈦表面的沉積，從而提高鈦的骨傳導(dǎo)性。Kruoa 將磷離子注入鈦表面，使鈦的抗腐蝕性得到了顯著提高。Maitz 通過(guò)實(shí)驗(yàn)證實(shí)了將Na 離子注入鈦表面后，促進(jìn)羥基磷灰石的沉積，提高生物活性。目前臨床用HA 涂層雖然可改善鈦合金植入物的生物活性，但仍然存在涂層與基體結(jié)合強(qiáng)度差的問(wèn)題[7]。隨著植入體內(nèi)時(shí)間的增長(zhǎng)，基體與涂層的界面結(jié)合強(qiáng)度逐漸減小，這極大地降低了植入體的生物穩(wěn)定性。

為了提高基體與HA 涂層的結(jié)合強(qiáng)度，研究者又進(jìn)行了深入的研究。Montenero 等利用溶膠—凝膠法在基體與HA 涂層之間引入氧化鈦或鈣鈦礦過(guò)渡層，從而成功制備出表面組織良好、無(wú)裂紋的HA 復(fù)合涂層，顯著提高了復(fù)合涂層與基體的結(jié)合強(qiáng)度。

雖然許多學(xué)者已經(jīng)研究和論證了HA 表面涂層在提高內(nèi)部植物材料的穩(wěn)定性方面的作用，但由于HA 涂層與襯底表面之間的結(jié)合力低，導(dǎo)致HA 層在注入過(guò)程中剝離，限制涂層的推廣應(yīng)用。

2、耐蝕耐磨涂層[6-7]

鈦棒、鈦絲等鈦合金作為植入材料植入人體后，在體液的長(zhǎng)期侵蝕下，表面的鈍化膜被溶解，抗腐蝕性能嚴(yán)重下降，對(duì)人體產(chǎn)生不利影響，因此提高植入物表面抗腐蝕性能變得尤其重要[7]。朱勝利等通過(guò)實(shí)驗(yàn)考察了化學(xué)表面處理對(duì)醫(yī)用TiNi 形狀記憶合金耐蝕性能影響。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，經(jīng)化學(xué)處理后的合金表面形成了活鈣磷層，使合金在人工模擬環(huán)境中的耐蝕性得到了提高。

Wu 等采用等離子束沉積技術(shù)在Ti-6A1-4V 合金表面制備了類金剛石復(fù)合涂層，研究了復(fù)合涂層在3.5%NaCl 溶液中的腐蝕性能。結(jié)果表明：復(fù)合涂層有效的提高了鈦合金的耐腐蝕性能。吳曉宏等采用微弧氧化法在鈦合金的表面制備陶瓷層，形成了均勻一致的陶瓷膜。

對(duì)改性前后的鈦合金進(jìn)行電偶電流和循環(huán)伏安測(cè)試，證明改性后表面陶瓷膜層的存在明顯提高了基材的耐腐蝕性能。秦妍梅等利用雙輝等離子滲金屬方法在純鈦表面制備了Mo-N 改性涂層，并考察了試樣在0.5 mol/L 的稀硫酸溶液中的耐蝕性。

結(jié)果表明，經(jīng)Mo-N 共滲后鈦合金的耐腐蝕性能明顯提高。陳飛等采用輝光離子滲碳技術(shù)在Ti-6A1-4V 合金表面制備了TiC 涂層。考察了改性前后試樣在0.5 mol/L 稀硫酸溶液中的腐蝕性能。結(jié)果表明：改性后鈦合金表面耐蝕性能顯著提高。

目前開(kāi)發(fā)的醫(yī)用鈦合金仍存在耐磨性能較差的問(wèn)題。對(duì)于金屬植入體，特別是人體關(guān)節(jié)而言，應(yīng)當(dāng)具有良好的耐磨性，避免因經(jīng)常磨損而失效。

因此在鈦合金表面形成一層耐磨層來(lái)提高其耐磨損性能尤為重要[8]。馬等在Ti-6A1-4V 合金表面上通過(guò)微弧氧化方法合成了TiO2 涂層，并研究了涂層在人工模擬體液中的摩擦學(xué)性能。

結(jié)果表明，與Ti-6A1-4V 基體合金相比，涂層的磨損量減少，摩擦磨損性能顯著提高。王風(fēng)彪等用微弧氧化法在鈦合金表面制備羥基磷灰石（HA）膜，考察了浸泡在模擬體液中的膜的耐磨性。結(jié)果表明，膜的厚度隨浸泡時(shí)間的增加而增加。

浸泡后，隨著摩擦?xí)r間的增加，薄膜的摩擦系數(shù)先增大后減小，耐磨性提高。Wang 等采用物理氣相沉積法在TC4表面制備TiN 涂層，并對(duì)人工模擬體液中涂層的耐磨性進(jìn)行了分析。結(jié)果表明，與TC4 基體合金相比，改性合金的比磨損明顯降低，耐磨性顯著提高。

結(jié)果表明，TiN 復(fù)合涂層能進(jìn)一步提高涂層與基體的結(jié)合強(qiáng)度，改善涂層的摩擦學(xué)性能。黃楠等準(zhǔn)備一個(gè)TiN/Ti-O 梯度涂層，該涂層是在TC4 鈦合金表面制備的，結(jié)合等離子體浸沒(méi)注入與沉積技術(shù)下完成。實(shí)驗(yàn)研究了涂層的磨損性能和力學(xué)性能。結(jié)果表明，復(fù)合涂層的硬度為19.5 GPa左右，耐磨性能具有顯著提高。

3、 表面抗菌涂層[8]

長(zhǎng)期植入生物醫(yī)用材料會(huì)導(dǎo)致細(xì)菌和其他微生物粘附在其表面，導(dǎo)致感染。人工種植牙與人造關(guān)節(jié)等人體植入類醫(yī)療器械被大眾所接受，醫(yī)療器械引起的細(xì)菌感染已成為各臨床科室關(guān)注的重要問(wèn)題之一。

目前在我國(guó)牙科植入領(lǐng)域，鈦合金以其優(yōu)良的耐腐蝕性、綜合力學(xué)性能及生物相容性占據(jù)人工種植牙材料使用巨大比例。骨創(chuàng)傷產(chǎn)品和人造關(guān)節(jié)（如人體硬組織替代物和假體）的首選材料。

但生物醫(yī)學(xué)鈦及其合金植入材料在植入人體后也會(huì)遇到感染問(wèn)題。一方面要減少細(xì)菌污染，包括在植入生物材料之前徹底治愈慢性感染，生物材料植入過(guò)程以嚴(yán)格的無(wú)菌操作和用預(yù)防性應(yīng)用抗生素。另一方面，生物材料的性能應(yīng)該得到改善和提高。最有效的方法之一是生物醫(yī)學(xué)鈦合金的表面改性。

鈦合金表面抗菌涂層的改性大致可可分為兩類即活性與惰性，這取決于抗菌物質(zhì)在涂層中的有效性。

惰性抗菌涂層不會(huì)自動(dòng)將殺菌物質(zhì)釋放到周圍組織中，而活性涂層從周圍組織釋放殺菌物質(zhì)，如抗生素，阻止細(xì)菌粘附或殺死細(xì)菌。惰性抗菌涂料主要抑制細(xì)菌粘附，如以物理或化學(xué)方式在鈦合金植入物表面上構(gòu)建抗菌聚合物涂層。

但Hetrick 指出，惰性涂料減少細(xì)菌粘附，很大程度上取決于細(xì)菌的種類。

活性抗菌涂層可以主動(dòng)釋放抗菌成分，頭孢菌素，羧芐青霉素，阿莫西林，頭孢霉素，萬(wàn)古霉素等抗生素已用于骨水泥和羥基磷灰石涂層中，但涂層添加方法和最佳釋放動(dòng)力學(xué)仍然是很多問(wèn)題。還未得到有效沒(méi)解決。Campbell 將釋放藥物洗必泰吸附在TiO2 層，具有良好的抗菌作用。此外在Ti 合金表面進(jìn)行透明質(zhì)酸、殼聚糖等聚合物修飾，也可以起到很好的抗菌作用。

鑒于抗生素耐藥性和其他風(fēng)險(xiǎn)，近年來(lái)非抗生素涂層的研究一直蓬勃發(fā)展。含Ag 的抗菌涂層是抗生素涂層最有前途的替代品。Ag 一方面對(duì)細(xì)菌粘附有較好的抑制作用，另一方面具有廣譜抗菌性，對(duì)革蘭氏陰性和陽(yáng)性菌有持久的抗菌作用。

閆鳳英采用在電解液中加入Ag2O 中，乙二醇作為分散劑進(jìn)行了載銀HA/TiO2 的復(fù)合微弧氧化膜的初步制備，獲得了最高銀含量為1.67％的MAO 薄膜。但該文獻(xiàn)并未對(duì)銀的分布，存在形式，進(jìn)入機(jī)制和抗菌性能進(jìn)行進(jìn)一步的研究。 Futao 等在電解液中加入AgNO3 和H2PtCl6，使Ag，Pt 添加到材料中。

在實(shí)驗(yàn)中發(fā)現(xiàn)銀的引入提高了反應(yīng)劇烈強(qiáng)度，提高了電解液溫度。

根據(jù)在材料表面生長(zhǎng)的細(xì)菌的特性，可以發(fā)現(xiàn)，為了得到有效的抗菌材料，需要抗菌劑具有高效和快速的抗菌效果，細(xì)菌在未侵入醫(yī)用材料表面前就已經(jīng)將其殺死。如何使涂層不僅具有良好的力學(xué)性能，如粘接強(qiáng)度，但也使它成功地負(fù)載一定量的銀離子抗菌劑，達(dá)到符合要求的抗菌效率和長(zhǎng)效抗菌，是目前醫(yī)用鈦合金材料和器件表面抗菌涂層的主要研究目標(biāo)。

4 、結(jié)語(yǔ)

如何改進(jìn)和提高生物/ 力學(xué)相容性和植入物安全性，是生物醫(yī)用鈦合金永久的研究課題。實(shí)驗(yàn)及應(yīng)用研究證明，醫(yī)用鈦及鈦合金的表面改性材料與技術(shù)為其性能的改善提供了一個(gè)思路。

如何對(duì)現(xiàn)有涂層制備技術(shù)進(jìn)行優(yōu)化、開(kāi)發(fā)新型涂層成為以后研究的熱點(diǎn)與方向。

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