醫(yī)用鈦板鈦絲等鈦合金表面改性技術(shù)研究進(jìn)展

引 言

近幾十年來(lái),金屬材料由于具有良好的機(jī)械性能和生物相容性而作為植入材料被廣泛應(yīng)用于生物醫(yī)用材料領(lǐng)域[1]。其中,生物醫(yī)用鈦合金因其適宜的彈性模量、高強(qiáng)度和低密度的特性在醫(yī)用手術(shù)器械領(lǐng)域以及人工關(guān)節(jié)、骨創(chuàng)傷產(chǎn)品、心血管支架和牙齒種植體等生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域有著廣泛的應(yīng)用[2]。例如,Ti-6A1-7Nb合金合制造用于治療股骨頸骨骨折的中空螺釘[3],多孔鎳鈦合金良好的成骨性可作為人工髖關(guān)節(jié)和骨種植體[4]。但是,鈦合金的一些缺點(diǎn)限制了其在醫(yī)學(xué)生物領(lǐng)域的進(jìn)一步應(yīng)用:(1)鈦合金摩擦磨損性能差,作為植入材料進(jìn)入人體后可能產(chǎn)生的磨屑會(huì)釋出 Al、V 等有害元素,引發(fā)身體炎癥以及毒性反應(yīng),而作為外科輔助器材,較低的摩擦磨損性能又會(huì)降低器材的使用壽命;(2)鈦合金生物活性較差,鈦合金表面的惰性氧化層會(huì)降低植入體與骨組織之間的結(jié)合力,造成松動(dòng)脫落而使植入失敗[5-6];(3)抗疲勞性能差,鈦合金表面疲勞敏感性強(qiáng),造成植入物疲勞折斷和塑型困難等問(wèn)題;(4)抗菌性差,外部滅菌很難將細(xì)菌徹底清除極易造成其體內(nèi)感染。

為提高鈦合金摩擦磨損性能、抗疲勞性能、生物活性以及抗菌性能目前主要通過(guò)兩種方法改善鈦合金的性能,一種是通過(guò)調(diào)整合金成分來(lái)達(dá)到改善鈦合金整體性能的目的。合金添加元素的細(xì)胞毒性是合金化設(shè)計(jì)需要注意的首要問(wèn)題,國(guó)外學(xué)者主要選用對(duì)人體有益的鈦合金β相穩(wěn)定元素 Nb、Mo、Ta、Hf和中性元素Zr、Sn以及α相穩(wěn)定元素 Al、O、N 等[7],但是合金化設(shè)計(jì)非常復(fù)雜且投入成本大。第二種方法是通過(guò)表面改性技術(shù)來(lái)改善鈦合金性能。材料的摩擦磨損、生物活性都與材料的表面狀態(tài)有關(guān),鈦合金的疲勞裂紋通常萌生在材料表面[8],對(duì)材料表面進(jìn)行處理可以有效提高其耐磨性、耐疲勞性能、生物活性和抗菌性。與合金化相比,表面處理操作簡(jiǎn)單,成本更低,用表面改性技術(shù)提高鈦合金性能已成為研究的熱點(diǎn)[9]。本文就表面改性技術(shù)提高鈦合金耐磨性、耐疲勞性、生物活性和抗菌性能方面的工作展開(kāi)論述。

1、表面改性提高鈦合金疲勞性能

金屬的疲勞斷裂失效是最常見(jiàn)的失效形式,約占機(jī)械失效的90%[10]。鈦合金常用于人體承重類(lèi)植入體(如髖關(guān)節(jié)植入體),由于植入體形狀不規(guī)則,在跑步、跳躍或行走等活動(dòng)中處于非對(duì)稱循環(huán)載荷下,疲勞失效是導(dǎo)致植入失敗的主要原因[11]。外科用鈦合金(如超聲骨刀)需要在高頻超聲震蕩下對(duì)骨組織進(jìn)行切割、磨削、鉆孔等,循環(huán)周次高且時(shí)間短,很容易發(fā)生疲勞使刀頭斷裂。在承受疲勞載荷的結(jié)構(gòu)件中,疲勞裂紋會(huì)萌生于表面或內(nèi)部微觀缺陷處,逐漸展開(kāi)會(huì)破壞疲勞壽命后期構(gòu)件。通常情況,疲勞的裂紋擴(kuò)展分為3個(gè)階段:疲勞裂紋紋萌生、裂紋亞穩(wěn)擴(kuò)展和失穩(wěn)擴(kuò)展。

有研究表明,梯度納米結(jié)構(gòu)可以阻礙裂紋的萌生和擴(kuò)展。因此在對(duì)鈦合金進(jìn)行表面處理時(shí)若將表面結(jié)構(gòu)細(xì)化至納米尺寸,內(nèi)部保持粗晶結(jié)構(gòu),晶粒尺寸從表面到內(nèi)部呈現(xiàn)梯度變化,可有效阻止裂紋萌生和擴(kuò)展,從而提高鈦合金的疲勞性能[13]。Li等[14]研究梯度納米結(jié)構(gòu)對(duì)純鈦疲勞行為的影響發(fā)現(xiàn),梯度納米結(jié)構(gòu)的

微觀組 織 演 變 機(jī) 制 為 形 變 孿 晶、位 錯(cuò) 滑 移 和 相 變(HCP-FCC)的協(xié)同作用應(yīng)力控制疲勞,由于顯微組織和獨(dú)特力學(xué)性能的協(xié)同作用,改變裂紋萌生方式,提高了鈦的疲勞強(qiáng)度,使材料表面產(chǎn)生往復(fù)劇烈塑性變形的表面機(jī)械處理技術(shù)都具有實(shí)現(xiàn)材料表面納米化的潛力。

1.1噴丸

噴丸強(qiáng)化是工業(yè)上常見(jiàn)的表面強(qiáng)化方法,它通過(guò)將高速?gòu)椡枇鲊娚涞搅慵韺?使表層加工硬化產(chǎn)生殘余應(yīng)力而形成一定厚度的強(qiáng)化層。噴丸處理后材料表面的細(xì)晶強(qiáng)化層和大量位錯(cuò)可以有效抑制疲勞裂紋的萌生,殘余壓應(yīng)力和內(nèi)部粗晶結(jié)構(gòu)能夠有效降低裂紋的 擴(kuò) 展 速 率,從 而 提 高 裂 紋 的 疲 勞 壽 命。Wang等[15]通過(guò)對(duì) TC4鈦合金原始試樣和帶有單面切口的噴丸試樣進(jìn)行了單軸拉伸疲勞試驗(yàn),發(fā)現(xiàn)與未噴丸處理前的 TC4鈦合金相比,噴丸處理后的 TC4鈦合金表面裂紋出現(xiàn)的時(shí)間比推遲了64.3%左右,疲勞壽命提高了34.2% 左 右,短 裂 紋 擴(kuò) 展 速 率 降 低 約 34% ~60%。同時(shí),羅學(xué)昆等[16]也研究了應(yīng)力集中條件下噴丸對(duì)其疲勞性能的影響規(guī)律,結(jié)果顯示當(dāng)應(yīng)力集中系數(shù)由 Kt=1(光滑試棒)提高至 Kt=2(粗糙試棒)時(shí),TB6 試 棒 的 疲 勞 極 限 從 537.5 MPa 下 降 至335.5MPa,表現(xiàn)出應(yīng)力集中敏感性;而經(jīng)過(guò)噴丸后,Kt=1和 Kt=2的試棒的疲勞極限分別提高了33.5%和22.2%,缺口敏感性下降了48%。對(duì)普通噴丸技術(shù)進(jìn)行改性或者與其他表面處理技術(shù)復(fù)合處理可以進(jìn)一步提高鈦合金的疲勞性能。Tsuji等[17]研 究 了 等 離 子 體 滲 碳 與 噴 丸 強(qiáng) 化 相 結(jié) 合 對(duì)TC4合金疲勞磨損性能的影響,發(fā)現(xiàn)噴丸處理可以有效改善滲碳處理 TC4合金的表面殘余應(yīng)力狀態(tài),使合金的疲 勞 壽 命 提 高。研 究 發(fā) 現(xiàn)[18]表 面 殘 余 壓 應(yīng) 力(CRS)隨 WSP溫度的升高而降低,與室溫噴丸相比,溫度升高提高了中低載荷下的的疲勞性壽命。劉亞鵬等[19]研究了噴丸強(qiáng)化(SP)和激光沖擊強(qiáng)化(LSP)以及復(fù)合強(qiáng)化對(duì) TC4疲勞性能的影響,發(fā)現(xiàn)激光沖擊強(qiáng)化、噴丸強(qiáng)化、及其復(fù)合強(qiáng)化均可提高試樣表面的殘余壓應(yīng)力,但是復(fù)合強(qiáng)化提高得更多;相比于未強(qiáng)化試樣,復(fù)合強(qiáng)化試樣在疲勞應(yīng)力水平提高37.9%的情況下,特征壽命提高了 57.3%。有研究結(jié)果表明[20]VF可以去除SP產(chǎn)生的表面損傷層,降低表面粗糙度,提高了室溫下的疲勞壽命;SP+VF 處理后,TC17鈦合金的室溫疲勞強(qiáng)度提高了24.6%。經(jīng)過(guò)200和300 ℃的熱處理100h后,復(fù)合熱處理樣品的疲勞強(qiáng)度略有下降,但仍高于基體。羅軍明等[21]也通過(guò)對(duì)比研究的方法發(fā)現(xiàn)噴丸+微弧氧化試樣的疲勞壽命為13321周次,遠(yuǎn)高于微弧氧化試樣的疲勞壽命3638周次,略高于原始試樣疲勞壽命13067周次。綜上所述,噴丸處理不僅可以提高材料的表面性能,還可以作為其他表面改性方法的預(yù)處理來(lái)改善其引入的殘余拉應(yīng)力和疲勞缺陷。

1.2 機(jī)械滾壓

表面 機(jī) 械 滾 壓 (surface mechnicalrollingtreatment,SMRT)技術(shù)通過(guò)硬度極高的可滾動(dòng)的球體對(duì)工件表面施加一定的壓力,從而使工件表面形成一層梯度納米層[22],如圖4所示。加工過(guò)程中按照預(yù)定路線對(duì)材料表面進(jìn)行處理,產(chǎn)生的塑性流動(dòng)將材料表層的波峰填入波谷,降低表面粗糙度,提高材料的表面完整性[23]。SMRT 技術(shù)可以通過(guò)改變滾動(dòng)載荷、滾壓道次、滾壓力等工藝參數(shù)實(shí)現(xiàn)對(duì)工件更加精密可控的加工[24]。利用機(jī)械滾壓技術(shù)改善疲勞性能的機(jī)理可以歸結(jié)為殘余壓應(yīng)力、梯度納米結(jié)構(gòu)、表面塑性變形和表面粗糙度等因素的綜合影響[25]。

有研究[26]在鈦合金表面進(jìn)行滾壓處理后發(fā)現(xiàn),鈦合金的裂紋擴(kuò)展門(mén)檻值和疲勞壽命均得到明顯的提高,滾壓強(qiáng)化改善試樣的疲勞性能主要是通過(guò)減緩疲勞裂紋擴(kuò)展早期階段的擴(kuò)展速率實(shí)現(xiàn)的。2007年天津大學(xué)提出表面超聲滾壓(ultrasonicsurfacerolling process,USRP)的 概 念,推 動(dòng) 了 傳 統(tǒng) 納 米 技 術(shù) 的 發(fā)展[27]。USRP結(jié)合了超聲頻率振動(dòng)和軋制的優(yōu)點(diǎn),在超聲波沖擊和靜壓力滾壓的聯(lián)合作用下,保證了滾珠和曲面的連續(xù)接觸[23]。通過(guò)往復(fù)加工使表面受力均勻,產(chǎn)生殘余應(yīng)力,有效提高材料的耐疲勞性能。USRP技術(shù)對(duì) TC4旋轉(zhuǎn)彎曲微動(dòng)疲勞(FF)行為的影響,研究表明 USRP產(chǎn)生的殘余壓應(yīng)力場(chǎng)深度為530nm,最大殘余壓應(yīng)力為 930 MPa;經(jīng) USRP 處理后,TC4合金的 FF極限提高了72.7%[28]。在探究不同加工次數(shù)的 USRP技術(shù)對(duì)鈦合金疲勞性能的影響中發(fā)現(xiàn) USRP處理對(duì)殘余應(yīng)力和疲勞性能均有所改善[29]。

2、表面改性提高鈦合金耐磨性

鈦合金因表面硬度較低、摩擦磨損性能較差,并不能滿足實(shí)際生產(chǎn)要求。對(duì)于植入物,需要具有良好的耐磨性,以免產(chǎn)生磨屑導(dǎo)致植入這身體排異反應(yīng)。尤其是人造關(guān)節(jié),往往會(huì)因?yàn)樯眢w運(yùn)動(dòng)摩擦而產(chǎn)生微粒,這些微粒在關(guān)節(jié)組織內(nèi)堆積,從而導(dǎo)致排異反應(yīng)。對(duì)于外科用手術(shù)器械,對(duì)鈦合金的耐磨性能同樣有很高的要求。為解決上述問(wèn)題,在鈦合金表面制備耐磨涂層來(lái)提高鈦合金表面的耐磨性是目前常用的方法,下面將從高硬耐磨涂層和自潤(rùn)滑涂層兩方面來(lái)介紹耐磨涂層的研究進(jìn)展。

2.1高硬耐磨涂層

目前,研究較多的氮化物高硬耐磨涂層主要由過(guò)渡族金屬和 N 原子形成陶瓷結(jié)構(gòu)的金屬氮化物組成,這些強(qiáng)氮化形成元素的二元和三元氮化物因其鍵合強(qiáng)度高而具 有 較 高 的 熔 點(diǎn)、硬 度 和 耐 磨 性 等 優(yōu) 良 的 性能[39](表1)。大多數(shù)過(guò)渡族金屬氮化物符合 Hagg規(guī)則[40],具有 B1-NaCl結(jié)構(gòu)(TiN、ZrN、CrN 等)或六方結(jié)構(gòu)(NbN、TaN 等)。當(dāng)前硬質(zhì)氮化物耐磨涂層逐漸向成分多元化、涂層成分梯度化和納米多層化方向發(fā)展。

成分多元化主要是在傳統(tǒng)二元氮化物涂層的基礎(chǔ)上添加一種或者多種其他元素來(lái)提高涂層的性能。有研究通過(guò)磁控濺射技術(shù)制備 TiAlSiN 和 TiAlN 涂層來(lái)探索摩擦性能,結(jié)果發(fā)現(xiàn)這兩個(gè)涂層的摩擦機(jī)制相似,但 TiAlSiN 涂層的磨損率更低[41]。Soham 等[42]比較 TiN、TiAlN、TiAlSiN3種涂層的硬度發(fā)現(xiàn) TiN、TiAlN 和 TiAlSiN 涂 層 的 最 大 硬 度 分 別 為 17.7,23.59,27.32GPa,添加 Al和Si后可以降低晶粒尺寸,同時(shí)提高了薄膜的彈性模量。同時(shí) TiAlSiN 涂層中的Si3N4 相在高溫下轉(zhuǎn)變?yōu)?SiO2 相,導(dǎo)致涂層的硬度提高。

通過(guò)設(shè)計(jì)梯度涂層能夠降低甚至消除涂層與基體之間的應(yīng)力集中,并且降低薄膜整體的殘余應(yīng)力,使得基體和涂層之間的結(jié)合強(qiáng)度得到提高[31]。他們進(jìn)一步[31]在 Ti45Nb合金表面制備了 CrN、TiAlN 單層膜和 TiAlN/CrN 多層膜并研究了其摩擦磨損性能,結(jié)果如圖所示,所有陶瓷涂層都比未涂層的 Ti45Nb基體材料表現(xiàn)出更好的摩擦學(xué)性能,其中多層涂層樣品的硬度最高,摩擦學(xué)性能最好[43]。多層涂層硬度的提高歸因于周期性的界面結(jié)構(gòu),它可以阻止層間位錯(cuò)運(yùn)動(dòng),界面位錯(cuò)積累對(duì)硬度的提高也有積極的作用。相似的研究結(jié)果利用 PVD 技術(shù)制備了 TiAlSiN 多層梯度涂層,TiAlSiN 多 層 梯 度 涂 層 在 常 溫 下 的 摩 擦 系 數(shù) 為0.54,耐磨性能較好。耐磨性提高的原因主要是由于涂層中間的過(guò)渡層會(huì)阻斷裂紋的擴(kuò)展,增加抗疲勞磨損能力[44]。當(dāng)調(diào)制周期在亞微米量級(jí)和微米量級(jí)之間時(shí),多層結(jié)構(gòu)可以看作是晶界對(duì)位錯(cuò)的釘扎效應(yīng),符合 Hall-Petch理論[45]。納米多層化主要是通過(guò)交替沉積兩種及以上納米級(jí)厚度的結(jié)構(gòu)層,在厚度方向上形成周期性交替排列的多層結(jié)構(gòu)。由于納米多層膜體系內(nèi)存在大量界面,使得位錯(cuò)和缺陷的運(yùn)動(dòng)受到阻礙,從而使薄膜呈現(xiàn)優(yōu)良的耐磨性[46]。

碳化物 涂 層 材 料 主 要 有Ⅳ族 碳 化 物 (TiC、ZrC、HfC)、V 族 碳 化 物 (VC、NbC、TaC)和 VI族 碳 化 物(Cr3C2、MoC、WC)等。CoCrFeNiMn 高 熵 合 金 與CoCrFeNiMn-Cr3C2 復(fù)合涂層的硬度和摩擦性能的研究發(fā)現(xiàn)相較于 HEA涂層,復(fù)合 HEA 涂層硬度提升40%,復(fù)合 HEA涂層的摩擦系數(shù)為0.35,磨損量為4.9×10-4mm/(N·m)[47]。袁 明 制 備 了 NbC 涂 層,其 硬 度 為23.5GPa,磨損量為3.6×10-6 mm/(N·m),摩擦系數(shù)為0.4左右[35]。TiC涂層的性能與 TiN 的相似,都具有很高的硬度和耐磨性,但是 TiC的脆性比較大,所以通常在薄膜中加入氮元素來(lái)提高其韌性,固溶形成了單一化合物 TiC1-xNx 相[35]。TiCN 摩擦系數(shù)在0.18左右,磨損量為5×10-6 mm/(N·m),具有優(yōu)異的耐磨性[48]。

金屬硼化物通常是間隙相化合物,這決定了硼化物具有高硬度、化學(xué)性能穩(wěn)定等特性。利用磁控濺射制備了 TiB2 涂層,其硬度為35.17GPa,磨損率為5.12×10-5 mm/(N· m)[49]。Umanskyi等[50]研 究 了Ti、Cr和Zr二硼化物的加入對(duì)復(fù)合 NiAl涂層耐磨性的影響,發(fā)現(xiàn)涂層的耐磨性明顯高于初始金屬化物涂層。添加劑的加入提高了涂層的硬度和強(qiáng)度,減少了金屬化物基體在高溫下的塑性變形,在一定程度上防止了 Ni和 Al基氧化物的破壞。

2.2 自潤(rùn)滑涂層

潤(rùn)滑劑可以減小材料接觸表面的摩擦磨損,在材料表面制備一層自潤(rùn)滑涂層,固體潤(rùn)滑顆粒均勻分布在基體上,摩擦?xí)r固體潤(rùn)滑劑發(fā)生轉(zhuǎn)移被擠入材料表面形成潤(rùn)滑膜,由于固體潤(rùn)滑劑剪切強(qiáng)度低,使摩擦副與材料之間形成過(guò)渡層,從而有效減小摩擦系數(shù),減低磨損。常用固體自潤(rùn)滑材料的摩擦性能及特點(diǎn),可以分為4類(lèi),層狀固體材料(石墨、六方氮化硼(h-BN)和硫化物)、氟化物(CaF2、BaF2 等)、軟金屬(Ag等)和聚合物(聚四氟乙烯(PTFE))(表2)。

層狀固體內(nèi)原子呈層狀排列,同層原子間作用力大,鄰層原子間作用力較小,層間易剪切力和平面范德華力相對(duì)較弱,故擁有較低的摩擦系數(shù)。大氣環(huán)境對(duì)石墨和硫化物的摩擦有很大影響,在潮濕環(huán)境中,石墨吸附水分和氣體鈍化懸垂的共價(jià)鍵和界面邊緣以達(dá)到潤(rùn)滑 作 用[54],但 是 濕 度 和 氧 氣 的 存 在 卻 使 MoS2 和WS2 層狀結(jié)構(gòu)顯著劣化,導(dǎo)致較高的摩擦系數(shù)和極短的磨損壽命[55]。針對(duì) MoS2 對(duì)潮濕環(huán)境比較敏感的問(wèn)題,耿中榮等[56]制備了 MoS2/C復(fù)合膜并在不同濕度環(huán)境下進(jìn)行摩擦實(shí)驗(yàn),在低濕度環(huán)境中,MoS2 薄膜和MoS2/C復(fù)合薄膜的摩擦性能差別不大,在高濕度環(huán)境中 MoS2/a-C 復(fù)合薄膜具有較低且穩(wěn)定 的 摩 擦 系數(shù),耐磨性能也明顯提高。在利用雙靶共濺射技術(shù)制備了 MoS2/DLC復(fù)合薄膜的研究中[57],由于加入石墨后晶粒更細(xì),孔洞裂紋減小,韌性增強(qiáng),復(fù)合膜的摩擦系數(shù)比 DLC 薄 膜 有 一 定 的 提 高,遠(yuǎn) 遠(yuǎn) 優(yōu) 于 MoS2 薄膜[34]。沈玲莉等[58]發(fā)現(xiàn)添加 h-BN 后磨損率和摩擦系數(shù)均有所降低。

氟化物具有較低的剪切強(qiáng)度和穩(wěn)定良好的熱性能,此類(lèi)固體潤(rùn)滑劑因在500 ℃時(shí)發(fā)生脆-韌轉(zhuǎn)變而使涂層具備自潤(rùn)滑能力。有研究者采用激光熔覆法制備了含少量 CaF2(2%質(zhì)量分?jǐn)?shù))的 Ni-Cr/TiB2 復(fù)合鍍層發(fā)現(xiàn)CaF2 的加入后摩擦系數(shù)為0.24,顯著提高了鍍層的摩擦性能[59]。

當(dāng)銀、鉛、錫和金等軟金屬作為涂層材料應(yīng)用在較硬的材料表面時(shí),由于較低的剪切應(yīng)力,晶格為各向異性,晶間易滑移,產(chǎn)生非常低的摩擦系數(shù)(μ~0.1)[52]。在 TiAlN 涂層中摻雜了5種不同含量比例的 Ag和Cu納米顆粒后摩擦系數(shù)明顯降低[60]TiAlN 涂層的主要磨損機(jī)制為磨粒磨損,而 Ag-Cu摻雜的 TiAlN 涂層,由于軟金屬顆粒的潤(rùn)滑作用,主要磨損機(jī)制為黏著磨損,導(dǎo)致復(fù)合涂層摩擦系數(shù)小。

PTFE 沒(méi)有不飽和鍵,不易極化。在滑動(dòng)接觸過(guò)程中,它在接觸面上形成了一層薄薄的轉(zhuǎn)移膜,其接觸應(yīng)力較低,低分子間內(nèi)聚力導(dǎo)致分子鏈容易從聚合物的結(jié)晶部分拉出,具有較低的摩擦系數(shù)[61]。PTFE 薄膜不能同時(shí)具有低摩擦系數(shù)和低磨損率,所以一般作為自潤(rùn)滑復(fù)合材料的基體或者添加物使用。有研究通過(guò)在 TC4表面制備 Ni-P-PTFE 自潤(rùn)滑復(fù)合鍍層研究其磨損性能,發(fā)現(xiàn)添加 PTFE 后,Ni-P 的摩擦系數(shù)和磨損量都顯著降低,說(shuō)明嵌入的 PTFE 粒子起到了減摩和潤(rùn)滑作用[62]。

3、表面改性提高鈦合金生物活性

生物相容性是指醫(yī)療器械或材料在一個(gè)特定應(yīng)用中引起恰當(dāng)宿主反應(yīng)的能力[63]。鈦合金材料屬于生物惰性材料,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[63]。天然骨組織是由近致密的密質(zhì)骨和多孔的松質(zhì)骨組成,表面包含微米、亞微米和納米等多級(jí)結(jié)構(gòu)[64]。基于仿生學(xué)原理,鈦合金表面結(jié)構(gòu)尺度的差異會(huì)對(duì)鈦合金生物活性產(chǎn)生不同的影響。研究表明具有表面粗糙、微納米結(jié)構(gòu)的植入體等有利于骨細(xì)胞的黏附、分化和增殖[65]。一方面微米級(jí)的表面結(jié)構(gòu)可以提高植入體與骨組織之間的嵌合力[66];另一方面,亞微米級(jí)的表面結(jié)構(gòu)可以促進(jìn)成骨細(xì)胞的生長(zhǎng)和分化[67]。目前常用的方法主要有通過(guò)噴砂、酸蝕和堿熱等工藝得到微納多孔結(jié)構(gòu),從而提高其界面潤(rùn)濕性和粗糙度而提高其成骨性;表面制備生物活性涂層提高材料骨誘導(dǎo)性和骨結(jié)合能力。

3.1在微植納入多體孔

表結(jié)面構(gòu)引入微納多孔結(jié)構(gòu),可以增加材料表面的比表面積,提高粗糙度并改善界面潤(rùn)濕性,從而提高骨結(jié)合能力。噴砂、酸蝕和堿熱復(fù)合工藝常用于微納多孔結(jié)構(gòu)的表面改進(jìn)。噴砂可以去除鈦表面的氧化層,使之露出新鮮的純鈦表面,且殘余壓應(yīng)力層有利于涂層與鈦表面的結(jié)合[68]。機(jī)械方法雖然在一定程度上可以改變鈦表面粗糙度和表面形貌結(jié)構(gòu),但運(yùn)用此方法僅能構(gòu)造微米級(jí)別的粗糙表面,難以形成誘導(dǎo)細(xì)胞其他功能的空間尺度。在噴砂之后對(duì)鈦合金表面利用不同種類(lèi)或者不同濃度的酸性溶液進(jìn)行酸蝕,可以去除表面的雜質(zhì),使表面光潔[69]。且行酸蝕處理后的鈦表面與經(jīng)過(guò)單純機(jī)械處理的鈦表面相比,具有更高的表面自由能,可以使細(xì)胞更好的與之結(jié)合,不僅促進(jìn)骨整合,同時(shí)促進(jìn)結(jié)締組織與血管組織的形成與附著[68]。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。通過(guò)堿熱法可以進(jìn)一步在鈦合金表面制備出微球型和納米型形貌,并且還可以誘導(dǎo)形成羥基磷灰石涂層,進(jìn)一步提高成骨性能[70-71]。

基于多次酸蝕法在鈦合金表面制備微納米結(jié)構(gòu),Zhang等[72]發(fā)現(xiàn)微納米結(jié)構(gòu)表面能促進(jìn)成骨細(xì)胞粘附和增殖,并且有更好的 HA 形成能力和細(xì)胞活性。Salemi等[73]將純鈦樣品堿熱處理表面得到微孔表面結(jié)構(gòu),在仿生溶液放置28d后表面形成磷酸鈣涂層,提高了材料的成骨性。通過(guò)對(duì)噴砂酸蝕和鈦鈮鋯錫合金表面成骨細(xì)胞粘附、增殖和分化的影響,發(fā)現(xiàn)經(jīng)過(guò)噴砂酸蝕處理后在材料表面形成納米級(jí)及微米級(jí)的凹坑,產(chǎn)生均勻分布的粗糙結(jié)構(gòu),經(jīng)過(guò)處理后,材料仍保持親水性;可以有效促進(jìn)成骨細(xì)胞在其表面增殖、分化[74]。趙 穎 等[75] 對(duì) 比 分 析 了 未 處 理 與 噴 砂 酸 蝕(SLA)、噴砂酸蝕 + 堿熱(AHH)后鈦成骨性,AHH后細(xì)胞黏附、細(xì)胞鋪展情況以及在模擬體液中浸泡1周后表面羥基磷灰石涂層的沉積情況都是最好的,結(jié)果如圖5所示。噴砂酸蝕混合堿處理后的純鈦表面,具有更優(yōu)地促進(jìn)骨形成能力、表面活性和生物性能。通過(guò)噴丸、雙酸酸蝕、堿熱處理的復(fù)合工藝在鈦合金材料表面制備出了微納分級(jí)多孔結(jié)構(gòu),結(jié)果表明處理后的鈦合金具有良好的親水性和 Ca/P 沉積能力,其中經(jīng)過(guò)噴丸、雙酸蝕和堿熱處理后界面潤(rùn)濕性和 Ca/P沉積能力都達(dá)到最佳[76]。

3.2 生物活性涂層

在鈦合金表面制備涂層可以在保持鈦合金優(yōu)異性能的同時(shí)對(duì)鈦合金的表面結(jié)構(gòu)、表面成分和界面潤(rùn)濕性等進(jìn)行調(diào)整。生物活性涂層不僅可以為成骨細(xì)胞提供三維生長(zhǎng)空間,還可以負(fù)載生物活性因子和生長(zhǎng)因子等,促進(jìn)成骨細(xì)胞的增殖分化[77]。

羥基磷灰石化學(xué)式為 Ca10(PO4)6(OH)2,是人體骨骼主要的無(wú)機(jī)成分,具有良好的生物相容性[78]。當(dāng)它植入人體后,鈦合金會(huì)游離出鈣、磷離子而被人體吸收,新組織在骨組織表面以及 HA 涂層表面同時(shí)生長(zhǎng),實(shí)現(xiàn)骨骼和植入物之間的緊密化學(xué)鍵結(jié)合,并且可以充當(dāng)體液與植入物之間的屏障,這樣有利于植入物的穩(wěn)定[79]。許瑩等[80]探究 HA/MO 復(fù)合涂層的生物相容性,采 用 陽(yáng) 極 氧 化 法 在 Ti-10Mo-28Nb-3Zr-6Ta合金表面先制備納米氧化管,接著通過(guò)等離子噴涂法在納米氧化層表面噴涂 HA 生物涂層,制備 HA/MO 納米管復(fù)合涂層;通過(guò)細(xì)胞增殖速率分析,試樣表現(xiàn)出優(yōu)異的細(xì)胞活性,對(duì)細(xì)胞的增長(zhǎng)速率促進(jìn)效果良好。HA涂層具有多孔結(jié)構(gòu),孔隙率和孔隙直徑都對(duì)成骨效果產(chǎn)生重要影響。就微孔孔隙率對(duì)成骨誘導(dǎo)能力的影響研究提示孔隙率的增加,植入物的早期骨誘導(dǎo)作用明顯增強(qiáng)[81]。為了提高 HA 涂層與鈦合金基體的結(jié)合率,在 TC4表面制備了 Ti/TiN/HA 涂層,結(jié)果表明HA 涂層與基體之間 Ti/TiN 過(guò)渡層的存在使 HA 涂 層與基體的結(jié)合強(qiáng)度提高了44.57%。

細(xì)胞外基質(zhì)(extracellularmatrix,ECM)是構(gòu)成細(xì)胞外微生物的主要成分,在細(xì)胞成分和周?chē)⑸锃h(huán)境相互作用的過(guò)程中整合了許多細(xì)胞黏附、生存、增殖和分化等進(jìn)程[83]。常用的細(xì)胞外基質(zhì)蛋白有膠原蛋白、纖維連接蛋白、骨橋蛋白等。有研究在 Ti種植體表面涂覆I型膠原后發(fā)現(xiàn) ECM 分子涂層可以加速骨愈合、增 加 新 骨 形 成 和 鈦 骨 科 植 入 物 周 圍 骨 結(jié)合[84]。Ⅰ型膠原可以通過(guò)整合素與細(xì)胞結(jié)合,將細(xì)胞外信號(hào)傳遞到細(xì)胞內(nèi),刺激細(xì)胞內(nèi)信號(hào)通路,引導(dǎo)細(xì)胞附著、增殖和分化等行為。有研究發(fā)現(xiàn)在噴砂后的 Ti種植體表面涂覆纖維連接蛋白(FN)后,種植體的細(xì)胞黏附和細(xì)胞增殖增強(qiáng)[85]。等離子噴涂技術(shù)制備了多孔 HA 涂層并用膠原進(jìn)行修飾,研究對(duì)比發(fā)現(xiàn),間充質(zhì)干細(xì)胞(MSC)在膠原修飾的 HA 涂層上的粘附、增殖和分化明顯改善,部分膠原在 HA 表面的自我重建時(shí)形成纖維網(wǎng)絡(luò)。

精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸序列(RGD序列)能促進(jìn)成骨細(xì)胞在骨科植入物上的黏附和增殖,不僅可以刺激成骨細(xì)胞的分化,還對(duì)內(nèi)皮細(xì)胞的增殖分化有積極作用[86]。田壘等[87]利用超聲微弧氧化技術(shù)(MAO)在鈦表面進(jìn)行粗化處理后,利用多巴胺(PDA)作為偶聯(lián)劑,將 環(huán) 形 肽 c(RGDfk)聯(lián) 接 在 表 面,構(gòu) 建 MAOPDA-c(RGDfk)涂層,發(fā)現(xiàn)成骨生長(zhǎng)肽(OGP)具有良好的骨誘導(dǎo)活性,當(dāng)其固定在表面和支架上時(shí)可以促進(jìn)成骨細(xì)胞分化和骨生長(zhǎng)。同時(shí)也有研究發(fā)現(xiàn)成骨生長(zhǎng)肽對(duì)小鼠骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞的的增殖分化,促進(jìn)骨形成[88]。蔣志平等[89]在鈦表面進(jìn)行堿熱處理后涂覆OGP涂層后發(fā)現(xiàn)細(xì)胞增殖情況優(yōu)異,OGP 在早期可以增加 ALP活性,促進(jìn)骨細(xì)胞的分化與成熟。

在骨形成和修復(fù)過(guò)程中,生長(zhǎng)因子(骨形態(tài)發(fā)生蛋白、血小板衍生生長(zhǎng)因子、轉(zhuǎn)化生長(zhǎng)因子等)被克隆和重組表達(dá)[90]。血小板衍生生長(zhǎng)因子是要通過(guò)組織損傷后血小板釋放,通過(guò)細(xì)胞的增殖來(lái)加快愈合。姜濤等[91]通過(guò)血管內(nèi)皮細(xì)胞相關(guān)標(biāo)志物鑒定,血小板衍生生長(zhǎng)因子 BB可以促進(jìn)骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞向血管內(nèi)皮細(xì)胞分化。為了改善傳統(tǒng)涂層的成骨誘導(dǎo),各種生長(zhǎng)因子(如甲狀旁腺激素、骨形態(tài)發(fā)生蛋白2和成骨蛋白1)也被嵌入到多孔結(jié)構(gòu)中以制造雙功能植入物[92-93]。

通過(guò)陽(yáng)極氧化和化學(xué)介導(dǎo)的方式將血小板衍生生長(zhǎng)因子固定鈦表面的研究發(fā)現(xiàn),生物活性/仿生表面修飾有效地增強(qiáng)了細(xì)胞附著、增殖、人骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞在體外的成骨行為[94]。張迪等[95]在理化修飾的基礎(chǔ)上,引入人骨形態(tài)發(fā)生蛋白-2(hBMP-2)/人胰島素樣生長(zhǎng)因子-1(hIGF-1),表明兩種生長(zhǎng)因子的協(xié)同能顯著誘導(dǎo)成骨細(xì)胞的增殖、成熟與鈣化。

4、表面改性提高鈦合金抗菌性

高壓蒸汽等外部滅菌方法難以對(duì)細(xì)菌在醫(yī)療器械表面形成的生物膜徹底清除,從而導(dǎo)致臨床感染。對(duì)于植入體來(lái)說(shuō),異體性以及手術(shù)操作過(guò)程都大大增加了臨床感染。首先細(xì)菌細(xì)胞與材料表面之間進(jìn)行快速可逆的初始相互作用,然后細(xì)菌表面結(jié)構(gòu)上的蛋白質(zhì)和材料表面結(jié)合分子之間特異性和非特異性相互作用,最終形成生物膜[96],過(guò)程如圖8所示。一旦形成生物膜,細(xì)菌在體內(nèi)就很難被殺死。因此,防止抗菌表面形成生物膜是避免病原體傳播和材料變質(zhì)的最佳途徑。

鈦植入材料的表面粗糙度、化學(xué)性質(zhì)、表面能和帶電荷量等特性對(duì)細(xì)菌在種植體表面的初始粘附和生物膜的形成都有著重要影響[97]。因此,可以通過(guò)調(diào)節(jié)材料表面的性能來(lái)抑制細(xì)胞黏附和生物膜的形成。紫外線照射導(dǎo)致 Ti6Al4V 表面的自發(fā)潤(rùn)濕性增加,同時(shí)保持合金的體塊特性,這對(duì)其作為骨科和牙科種植體的性能至關(guān)重要。在紫外線輻照后 TC4表面細(xì)胞黏附性,發(fā)現(xiàn)幾種成骨細(xì)胞不受紫外線輻照的影響,但會(huì)導(dǎo)致 金 黃 色 葡 萄 球 菌 ATCC29213、表 皮 葡 萄 球 菌ATCC35984和表皮葡萄球 菌 HAM892 的 粘 附 率 降低[98]。同時(shí)有研究通過(guò)聚苯乙烯磺酸鈉(polyNaSS)以共價(jià)鍵枝接至純鈦(cpTi)表面對(duì)金黃色葡萄球菌黏附的影響,發(fā)現(xiàn)枝接鈦表面金黃色葡萄球菌黏附明顯減少,且并不影響成骨細(xì)胞的粘附、增殖與分化[99](圖9)。

目前主要通過(guò)在材料表面涂覆抗生素、有機(jī)抗菌劑和無(wú)機(jī)抗菌劑來(lái)達(dá)到滅菌的作用。抗生素的作用機(jī)制是抑制微生物細(xì)胞壁和蛋白質(zhì)的合成、干擾 DNA轉(zhuǎn)錄和翻譯[100]。抗生素涂層可以在局部特定位置達(dá)到高療效,且可以針對(duì)特定的種植部位周?chē)牟≡w,對(duì)不同種類(lèi)的細(xì)菌研發(fā)了相應(yīng)的抗生素涂層。有研究顯示表面有依諾沙星涂層的 Ti植入體對(duì)金黃色葡萄球菌有明顯抑制作用[101]。目前也有研究發(fā)現(xiàn)相比起純 HA 涂層,慶大霉素-HA 涂層的細(xì)菌感染顯著 降低[102]。但是抗生素的使用會(huì)產(chǎn)生生物耐藥性,有可能對(duì)人體正常細(xì)胞造成損傷,此外,抗生素的可控長(zhǎng)效釋放也比較難以實(shí)現(xiàn)[103]。無(wú)機(jī)抗菌劑在人體內(nèi)成分穩(wěn)定,具有良好的抗菌性能和優(yōu)良的生物相容性,一般分為光催化材料和金屬離子兩類(lèi)。光催化材料主要是通過(guò)光激發(fā)的強(qiáng)氧化自由基從而達(dá)到抗菌效果,如 TiO2、ZnO 和SiO2 等禁帶寬度為 n型的半導(dǎo)體氧化物[104]。鐘欣等[105]制備HA/ZnO/SiO2 涂層材料并研究其抗菌性,與純 HA涂層對(duì)比發(fā)現(xiàn),HA/ZnO/SiO2 對(duì)于對(duì)大腸桿菌和金黃色葡萄球菌抑菌率分別為81.7%和89.4%。有研究利用溶膠-凝膠法制備 TiO2 薄膜后發(fā)現(xiàn),TiO2 在自然光誘導(dǎo)的光催化滅活和抗細(xì)菌粘附方面表現(xiàn)出良好的性能[106]。常 用 抗 菌 金 屬 離 子 有 Hg2+ 、Ag+ 、Pb2+ 、Cu2+ 、Zn2+ 、Co2+ 等,由于 Hg、Pb等對(duì)人體危害較大,所以 Ag、Cu、Zn等金屬離子應(yīng)用更加廣泛[107]。金屬離子抗菌機(jī)制有以下幾種解釋[108-109]:(1)破壞細(xì)菌細(xì)胞膜細(xì)胞壁;(2)與細(xì)胞質(zhì)中的核酸和蛋白質(zhì)結(jié)合從而使其失去酶的活性,影響細(xì)胞的代謝;(3)與細(xì)菌的遺傳物質(zhì)發(fā)生反應(yīng),導(dǎo)致 DNA 結(jié)構(gòu)破壞而抑制細(xì)菌的增殖。基于納米銀羥基磷灰石涂層白色葡萄球菌的研究提 示,其 有 較 強(qiáng) 的 抑 制 作 用,抗 菌 率 均 在 95% 以上[110]。溶膠凝膠法制備的含鋅碳磷灰石涂層,存在鋅離子和碳酸根的取代反應(yīng),含Zn的碳磷灰石涂層材料具有良 好 抗 菌 效 果[111]。Jing 等[112]對(duì) 比 研 究 Cu 和Cu/Ag涂層的抗菌性能發(fā)現(xiàn),Cu具有較高的抗菌效果和良好的廣譜抗菌性能,Ag的加入大大提高了抗菌性和抗菌譜。

有機(jī)抗菌劑可以分為天然有機(jī)抗菌劑(殼聚糖等)和合成有 機(jī) 抗 菌 劑 (季 銨 鹽 類(lèi)、醛 醇 化 合 物、咪 唑 類(lèi)等)。有機(jī)抗菌劑通過(guò)直接接觸細(xì)胞膜,使胞膜發(fā)生收縮來(lái)達(dá)到抗菌效果[113]。有機(jī)抗菌劑制備工藝較為成熟,特點(diǎn)是抗菌性能好,選擇性強(qiáng),抗菌實(shí)效快有研究通過(guò)在 TC4表面涂覆膦酸鹽/季銨鹽共聚物并研究其抗菌性,結(jié)果表明 TC4底物對(duì)金黃色葡萄球菌的殺菌能力從39.4%提高到98.8%,對(duì)大腸桿菌的殺菌能力從70.0%提高到99.4%。

將不同種類(lèi)抗菌劑結(jié)合制備復(fù)合抗菌劑也常用于鈦合金植入體表面抗菌涂層。有研究在多孔氧化鈦表面沉積ZnO/殼聚糖復(fù)合涂層,發(fā)現(xiàn)復(fù)合涂層對(duì)大腸桿菌的抑菌活性比單獨(dú)的殼聚糖涂層提高了1.2倍,其原因是由于Zn2+ 離子的釋放[115]。復(fù)合抗菌涂層兼顧無(wú)機(jī)抗菌劑的穩(wěn)定性和有機(jī)抗菌劑的高效性,大幅度提升了抗菌涂層的適用范圍。

5、結(jié) 語(yǔ)

綜上所述,鈦合金因其低的彈性模量、高強(qiáng)度、低密度以及優(yōu)異耐蝕性,是目前生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域最常用的材料。匯總了近期通過(guò)表面改性方法對(duì)鈦合金的疲勞性能、耐磨性、生物相容性和抗菌性進(jìn)行提升的研究進(jìn)展,探討了目前的表面改性技術(shù)仍然存在的問(wèn)題。研究結(jié)果發(fā)現(xiàn),涂覆涂層存在結(jié)合力差的問(wèn)題,單一的處理技術(shù)不能滿足多種性能同時(shí)提升的需求,通過(guò)探索多種表面處理工藝相結(jié)合的方式提升鈦合金表面質(zhì)量和性能,可以在一定程度上解決單種技術(shù)存在的環(huán)境效益和經(jīng)濟(jì)效益等問(wèn)題。不同的研究方法再次表明,未來(lái)對(duì)于醫(yī)用鈦合金表面改性技術(shù)的研究不能僅止于單一性能,可以根據(jù)臨床的不同需求對(duì)鈦合金進(jìn)行相應(yīng)的表面改性處理,從而提高鈦合金摩擦磨損性能、抗疲勞性能、生物活性和抗菌等綜合性能。