李啟榮，李文博，牛楚涵，張?jiān)讫?，尹東松，李成海，王 濤

(1.佳木斯大學(xué) 材料科學(xué)與工程學(xué)院, 黑龍江 佳木斯 154000) (2.黑龍江科技大學(xué) 材料科學(xué)與工程學(xué)院, 黑龍江 哈爾濱 150022)

隨著生物材料加工技術(shù)的進(jìn)步，不同類型的新型生物材料被研發(fā)出來(lái)，這些新型生物材料具有獨(dú)特的生物相容性等優(yōu)勢(shì)，被用于臨床骨科、藥物輸送、組織工程等領(lǐng)域。目前，常用的骨科修復(fù)材料主要有鈦合金、不銹鋼、鈷鉻合金、羥基磷灰石、碳化硅陶瓷等。其中，鈦合金具有良好的生物相容性、優(yōu)良的耐蝕性等，常用于替代人體中的踝、肩、膝、肘、腕關(guān)節(jié)等，或用于制造骨修復(fù)產(chǎn)品。

鈦合金植入物在使用過(guò)程中也會(huì)遇到一些問(wèn)題，如臨床上大量使用的Ti6Al4V合金會(huì)析出釩離子和鋁離子，降低了細(xì)胞適應(yīng)性且有可能對(duì)人體造成危害。在鈦合金表面進(jìn)行改性處理，形成保護(hù)層或生物改性層，能夠大大提高其在人體環(huán)境中的長(zhǎng)期可靠性。因此，研究人員針對(duì)鈦合金表面改性進(jìn)行了大量研究，所采用的方法主要有等離子噴涂、陽(yáng)極氧化、熱氧化、微弧氧化等。筆者對(duì)鈦合金表面改性方法及其生物相容性的最新研究進(jìn)展進(jìn)行了總結(jié)，以期為鈦合金表面改性技術(shù)的深入研究提供參考。

1 鈦合金表面涂層的種類

1.1 復(fù)合涂層

復(fù)合涂層是在基體材料上噴涂2種或2種以上不同材料所構(gòu)成的噴涂層，該類涂層在生物醫(yī)用材料中的應(yīng)用較為廣泛。Veerachamy等[1]采用等離子噴涂技術(shù)，在Ti6Al4V合金表面制備出納米Al2O3+13%納米TiO2/微米TiO2雙層涂層(S1涂層)、微米Al2O3+13%納米TiO2/微米TiO2雙層涂層(S2涂層)和納米Al2O3+13%納米TiO2/YSZ(釔穩(wěn)定氧化鋯)雙層涂層(S3涂層)3種不同類型的陶瓷復(fù)合涂層。研究表明，由于存在未熔融的納米粒子和熔融的微米粒子，S2涂層的硬度最高，其劃痕寬度較S1涂層降低近30%，較S3涂層降低約15%。與S1涂層和S3涂層相比，S2涂層的臨界載荷提高近2 N?？咕阅苎芯勘砻鳎琒1涂層和S3涂層具有較好的抗菌性能。細(xì)胞存活率和細(xì)胞毒性(DAPI)研究表明，S1涂層對(duì)人骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞(hMSCs)的細(xì)胞毒性明顯高于S2涂層和S3涂層。在3種涂層中，S3涂層具有較高的抗菌活性和良好的生物相容性，可以認(rèn)為是一種適合于Ti6Al4V合金的生物復(fù)合涂層，S2涂層則更適合于提高基體的耐磨性和耐腐蝕性。

1.2 梯度涂層

梯度涂層是指涂層材料的組成和結(jié)構(gòu)從基體到表面連續(xù)變化，使涂層性能呈現(xiàn)梯度變化的一種新型功能材料。Cui等[2]采用直流反應(yīng)磁控濺射技術(shù)在Ti6Al4V合金表面制備梯度納米TiN涂層。圖1為不同氮?dú)饬髁肯滦纬傻募{米TiN涂層的透射電子顯微鏡(TEM)照片[2]。尺寸在幾個(gè)到幾十個(gè)納米之間的TiN顆粒與組成不同的Ti4N3-x過(guò)渡相形成了梯度復(fù)合結(jié)構(gòu)，顯著提高了涂層的結(jié)合強(qiáng)度、顯微硬度和耐磨性能。研究表明，在低N2流量下，少量納米TiN顆粒嵌入Ti4N3-x過(guò)渡相中(圖1a)。在高N2流量下，納米TiN顆粒的體積分?jǐn)?shù)增加，同時(shí)一些納米TiN顆粒出現(xiàn)聚集傾向(圖1d)。圖1a～1d中的灰色背景隨著N2流量的增加而變得越來(lái)越清晰，表明由晶格缺陷引起的應(yīng)變對(duì)比度正在逐漸消失。通過(guò)體外細(xì)胞毒性、血液相容性和一般毒性試驗(yàn)，證明納米TiN涂層具有良好的生物相容性。梯度納米TiN涂層是一種提高植入式醫(yī)療器械耐磨性的較為理想的候選材料。Ke等[3]將羥基磷灰石(HA)粉末與TC4鈦合金粉末按質(zhì)量比3∶97混合，采用激光工程凈成形技術(shù)(LENSTM)在TC4鈦合金基材上先制備一層TC4-HA層，然后再采用等離子噴涂技術(shù)制備MgO-Ag2O-HA涂層。研究表明，TC4-HA層顯著提高了等離子噴涂MgO-Ag2O-HA涂層的粘結(jié)強(qiáng)度。MgO和Ag2O的存在對(duì)涂層粘結(jié)強(qiáng)度無(wú)明顯影響，對(duì)成骨細(xì)胞增殖及分化也無(wú)明顯影響。這種新型的梯度表面改性處理能夠改善患者的骨整合能力，降低承載種植體因松動(dòng)或感染而種植失敗的風(fēng)險(xiǎn)。

圖1 不同氮?dú)饬髁肯滦纬傻募{米TiN涂層的TEM照片[2]Fig.1 TEM images of nano-TiN coating formed at different N2 gas flow rates： (a) 2 mL/min; (b) 4 mL/min; (c) 6 mL/min;(d) 8 mL/min

1.3 納米涂層

納米涂層有較強(qiáng)的抗剝脫和抗降解能力，能促進(jìn)成骨細(xì)胞的生長(zhǎng)、黏附、增殖以及基質(zhì)的合成。Li等[4]提出一種利用微/納米復(fù)合結(jié)構(gòu)控制骨整合的新型功能化策略，采用微秒激光直寫和飛秒激光誘導(dǎo)技術(shù)在Ti6Al4V樣品上制備出微/納米層級(jí)復(fù)合結(jié)構(gòu)，包括微六角形陣列和定向納米波紋。其中，微六角形通道可為細(xì)胞黏附和增殖提供微觀空間，增強(qiáng)骨-種植體界面的力學(xué)性能，納米波紋能夠誘導(dǎo)微六邊形內(nèi)的細(xì)胞排列，使植入物表面獲得更好的力學(xué)性能。研究表明，該微/納米復(fù)合結(jié)構(gòu)在細(xì)胞增殖試驗(yàn)中表現(xiàn)出優(yōu)良的生物活性，可以改善成骨細(xì)胞在Ti6Al4V植入物上的黏附、排列和增殖，在再生醫(yī)學(xué)和組織工程應(yīng)用中具有重要的實(shí)用價(jià)值。Li等[5]采用化學(xué)腐蝕和物理吸附相結(jié)合方法，在Ti6Al4V合金表面成功制備出穩(wěn)定的石墨烯涂層。為研究石墨烯涂層對(duì)Ti6Al4V合金表面生物活性的影響，建立了大白兔股骨髁部缺損模型，分別對(duì)Ti6Al4V合金支架和有石墨烯涂層的Ti6Al4V合金(G-Ti6Al4V)支架在術(shù)后4、12、24周進(jìn)行生物力學(xué)測(cè)試、組織學(xué)觀察和顯微計(jì)算機(jī)斷層掃描(顯微CT)分析。圖2為術(shù)后4、12、24周植入支架和新骨的顯微CT圖像[5]。結(jié)果表明，石墨烯涂層提高了鈦合金支架的生物相容性，促進(jìn)了種植體-骨界面處的成骨能力和骨整合能力，進(jìn)一步加速了骨缺損的修復(fù)。

圖2 術(shù)后4、12、24周植入支架和新骨的顯微CT圖像[5]Fig.2 Micro-CT images of implanted stent and new bone at 4, 12 and 24 weeks respectively (yellow represents new bone, and white represents the implant)

2 鈦合金涂層制造技術(shù)

2.1 熱噴涂

熱噴涂以等離子體弧、電弧、氣體火焰等作為熱源，將噴涂材料以高速氣流的形式噴射到基體表面形成涂層。該技術(shù)屬于表面改性技術(shù)的物理方法范疇，具有沉積速度快、涂層抗氧化、容易得到較厚涂層等優(yōu)點(diǎn)。缺點(diǎn)是工藝過(guò)程難控制、涂層表面不光滑。用于制備HA涂層的熱噴涂技術(shù)主要是等離子噴涂技術(shù)，已在臨床骨科領(lǐng)域獲得較為廣泛的應(yīng)用。Ullah等[6]首次利用等離子噴涂技術(shù)在Ti6Al4V合金表面制備了一種新型的(Sr，Zn)-HA涂層，并應(yīng)用于承載種植體。在HA涂層中摻雜Sr2+和Zn2+，能夠改善細(xì)胞-材料間的相互作用和抗菌性能，因而提高了涂層的生物學(xué)性能。等離子噴涂的(Sr,Zn)-HA涂層與基體有較高的粘結(jié)強(qiáng)度。經(jīng)500 ℃熱處理后，(Sr,Zn)-HA涂層具有優(yōu)異的力學(xué)性能、生物學(xué)性能以及較高的抗菌性能。

殷亞康[7]采用等離子噴涂技術(shù)在Ti6Al4V合金表面制備出HA-30%Ti涂層和HA-50%Ti涂層。研究表明，在噴涂功率40 kW、噴涂距離100 mm的工藝參數(shù)下，制備的HA涂層強(qiáng)度最高，達(dá)到15.8 MPa。該熱噴涂涂層顯著提高了Ti6Al4V合金作為骨科植入物的承載能力。

2.2 陽(yáng)極氧化

陽(yáng)極氧化是一種電化學(xué)改性方法，該技術(shù)是將置于電解液中的金屬或合金作為陽(yáng)極，在外加電場(chǎng)的作用下發(fā)生電化學(xué)反應(yīng)，使陽(yáng)極表面形成氧化層。Li等[8]利用陽(yáng)極氧化技術(shù)在Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448)合金表面形成一種骨狀納米管涂層。對(duì)陽(yáng)極氧化Ti2448合金的表面形貌、化學(xué)成分、物相組成、潤(rùn)濕性等進(jìn)行了表征，并與未進(jìn)行陽(yáng)極氧化處理的Ti2488合金進(jìn)行了對(duì)比。通過(guò)觀察體外培養(yǎng)的骨髓基質(zhì)細(xì)胞(BMSCs)的行為和材料植入體內(nèi)后的組織學(xué)分析，評(píng)價(jià)了植入材料的生物相容性和骨-植入物的整合性能。研究表明，經(jīng)過(guò)陽(yáng)極氧化處理后的Ti2448合金具有更好的生物相容性和骨整合性能。這種新型骨狀納米管涂層在骨科具有潛在的應(yīng)用前景。

為了增強(qiáng)細(xì)胞功能以響應(yīng)植入物表面，Gulati等[9]采用3D打印技術(shù)制備Ti6Al4V合金植入物，并通過(guò)陽(yáng)極氧化技術(shù)在其表面獲得一種由微米級(jí)球形顆粒和二氧化鈦納米管組成的層級(jí)結(jié)構(gòu)。圖3為陽(yáng)極氧化3D打印Ti6Al4V合金表面的SEM照片[9]。研究結(jié)果表明，通過(guò)陽(yáng)極氧化工藝在含有微粒子的3D打印鈦表面上生成的二氧化鈦納米管(TNTs)，在保持微粒子排列的同時(shí)實(shí)現(xiàn)了額外的“納米形貌”。通過(guò)電化學(xué)陽(yáng)極氧化實(shí)現(xiàn)了3D打印鈦植入物表面微尺度和納米形貌的獨(dú)特組合，為人類成骨細(xì)胞提供了出色的細(xì)胞黏附基質(zhì)，并能夠促進(jìn)成骨細(xì)胞形成。細(xì)胞實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，種植體表面的層級(jí)結(jié)構(gòu)能夠增強(qiáng)骨細(xì)胞的黏附和生物相容性。

圖3 陽(yáng)極氧化3D打印Ti6Al4V合金的SEM照片[9]Fig.3 SEM images of anodized 3D-printed Ti6Al4V alloy surface: (a) topography of oxide layer；(b) cracks on oxide layer； (c，d) well-ordered TNTs structure

為解決金屬植入物與人類皮質(zhì)骨之間因楊氏模量差異而導(dǎo)致的應(yīng)力問(wèn)題，Tanaka等[10]設(shè)計(jì)出一種低楊氏模量的Ti-Nb-Sn合金，并評(píng)價(jià)了陽(yáng)極氧化和水熱處理對(duì)Ti-Nb-Sn合金骨結(jié)合特性的影響。結(jié)果表明，經(jīng)陽(yáng)極氧化和水熱處理后，Ti-Nb-Sn合金具有更強(qiáng)的磷灰石形成能力、更高的骨結(jié)合能力和更好的生物相容性。

2.3 熱氧化

鈦合金經(jīng)過(guò)熱氧化可在其表面形成氧化層和氧擴(kuò)散層,能夠提高鈦合金的硬度和強(qiáng)度,改善摩擦磨損性能。Lieblich等[11]用氧化鋁、氧化鋯顆粒對(duì)Ti6Al4V合金進(jìn)行粗化處理，在400～700 ℃下熱氧化1 h，然后出爐冷卻至室溫。利用同步輻射衍射技術(shù)測(cè)量熱氧化處理前后的殘余應(yīng)力變化情況。結(jié)果表明，熱氧化溫度在500 ℃時(shí)，樣品表現(xiàn)出顯著的壓縮殘余應(yīng)力松弛(約70%)，最大應(yīng)力出現(xiàn)在深度50～70 μm處；熱氧化溫度提升至700 ℃時(shí)，壓縮殘余應(yīng)力完全松弛。Tan等[12]采用水平管式熱處理爐，經(jīng)過(guò)700 ℃/8 h熱氧化處理，成功在Ti6Al4V合金表面制備出晶體TiO2納米線陣列，如圖4所示。研究表明，與無(wú)涂層的Ti6Al4V合金對(duì)照樣品相比，TiO2納米線陣列表面成骨細(xì)胞的堿性磷酸酶(ALP)含量更高，細(xì)胞外基質(zhì)(ECM)中的礦化膠原纖維也更多，因此TiO2納米線陣列能更好地促進(jìn)細(xì)胞黏附和擴(kuò)散。

圖4 Ti6Al4V合金表面制備的TiO2納米線陣列[12]Fig.4 Field emission scanning electron microscopy (FESEM) image of TiO2 nanowire arrays on the surface of Ti6Al4V alloy

2.4 微弧氧化

微弧氧化(MAO)是一種電化學(xué)表面處理技術(shù)，用于金屬(如Ti、Al、Mg等)表面制備陶瓷涂層，能夠通過(guò)調(diào)控微孔結(jié)構(gòu)和種植體表面化學(xué)成分等提高種植體的骨整合能力。將微弧氧化技術(shù)應(yīng)用于Ti6Al4V合金表面處理，在電解液中引入能夠形成羥基磷灰石的Ca、P鹽，有望進(jìn)一步提高種植體的骨整合性能和耐腐蝕性。經(jīng)微弧氧化技術(shù)處理的多孔Ti6Al4V合金具有良好的生物相容性和較高的強(qiáng)度，在骨科植入物中具有巨大的應(yīng)用潛力。為了研究Ti6Al4V合金中釩離子的骨組織響應(yīng)和體內(nèi)釋放特性，Zhang等[13]在含有0.065 mol/L Ca(CH3COO)2·H2O、0.03 mol/L NaH2PO4、0.04 mol/L C10H14N2Na2O8、0.5 mol/L NaOH的電解質(zhì)溶液中對(duì)Ti6Al4V合金進(jìn)行微弧氧化處理。用電感耦合等離子體質(zhì)譜法(ICP-MS)測(cè)定鈦、鋁、釩在Hanks’s溶液中浸泡后的離子釋放量。通過(guò)體外細(xì)胞培養(yǎng)和皮下包埋的方法檢測(cè)其生物相容性。結(jié)果表明，經(jīng)微弧氧化處理的多孔Ti6Al4V合金釋放的V對(duì)其生物相容性和使用安全性的影響不明顯。Duarte等[14]在弱酸性磷酸鹽電解液體系中利用微弧氧化技術(shù)在純鈦、Ti6Al4V、Ti-6Al-7Nb合金表面形成多孔的氧化層。純鈦、Ti6Al4V、Ti-6Al-7Nb 3種基體對(duì)應(yīng)的微弧氧化反應(yīng)的擊穿電位分別為200、130、140 V。圖5為經(jīng)不同電壓和時(shí)間微弧氧化處理后Ti-6Al-7Nb合金表面氧化層的SEM照片[14]。通過(guò)微弧氧化法在上述生物材料表面所形成的高度多孔的氧化膜能夠促進(jìn)骨整合。研究表明，如果氧化物膜層中存在Al，則會(huì)干擾骨與種植體的結(jié)合速度，而上述3種基體表面所獲得的氧化膜內(nèi)均不含Al、V等合金元素，就組成而言有利于骨整合過(guò)程發(fā)生。為提高種植體的成骨能力，Jing等[15]采用微弧氧化技術(shù)在Ti-3Zr-2Sn-3Mo-25Nb合金表面制備出多孔HA涂層，然后植入Beagle犬左側(cè)股骨近端髓管4、12、24周，右側(cè)植入沒(méi)有涂層的Ti-3Zr-2Sn-3Mo-25Nb合金種植體作為對(duì)照組。通過(guò)組織形態(tài)計(jì)量學(xué)評(píng)價(jià)骨生長(zhǎng)情況，通過(guò)拔出試驗(yàn)評(píng)估骨-種植體界面的力學(xué)性能。結(jié)果表明，HA涂層組的骨-種植體接觸強(qiáng)度明顯高于未涂層組，力學(xué)測(cè)試顯示涂層組的骨-種植體界面最大受力明顯高于未涂層組。通過(guò)微弧氧化技術(shù)獲得的HA涂層能夠顯著促進(jìn)骨向種植體內(nèi)生長(zhǎng)，提高骨-種植體界面的結(jié)合強(qiáng)度。

圖5 經(jīng)不同電壓和時(shí)間微弧氧化處理后Ti-6Al-7Nb合金 表面氧化膜的SEM照片[14]Fig.5 SEM micrographs of oxides grown by MAO on Ti-6Al-4V alloy at various anodizing potentials and times: 240 V for (a) 60 s, (b) 300 s, and (c) 600 s; 290 V for (d) 60 s, (e) 300 s, and (f) 600 s

2.5 水熱合成

水熱合成法是指在一定溫度和壓力條件下利用水溶液中物質(zhì)化學(xué)反應(yīng)合成膜層的方法。肖帆等[16]采用水熱合成法在Ti6Al4V合金表面原位生長(zhǎng)TiO2納米棒陣列薄膜。研究表明，該TiO2納米棒陣列薄膜在[001]方向擇優(yōu)生長(zhǎng)，并具有混晶結(jié)構(gòu)和均勻的表面形貌。在模擬體液(SBF)中浸泡3 d后，TiO2薄膜表面生長(zhǎng)出HA，表現(xiàn)出優(yōu)異的生物活性。Hang等[17]采用水熱合成法在NiTi合金表面成功制備出菱形NiTiO3納米片。研究表明，隨著水熱處理溫度升高，腐蝕電流密度降低，電化學(xué)阻抗增大，NiTi合金表面成形的氧化膜增厚，耐蝕性提高。水熱處理時(shí)間較短(30 min)時(shí)，NiTi合金的鎳離子釋放量少，延長(zhǎng)水熱時(shí)間會(huì)促進(jìn)納米片的成核與生長(zhǎng)，導(dǎo)致NiTi合金比表面積增加，進(jìn)而增加鎳離子的釋放量。作為生物醫(yī)用藥物載體系統(tǒng)的備選材料，表面含有菱形NiTiO3納米片結(jié)構(gòu)的NiTi合金具有良好的耐腐蝕性和細(xì)胞相容性，有望在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域獲得應(yīng)用。Yuan等[18]首先通過(guò)3D打印技術(shù)制備出多孔Ti6Al4V和CoCrMo合金支架，然后采用水熱法在支架表面沉積羥基磷灰石納米粒子(HAp)。通過(guò)人成骨細(xì)胞的體外生物相容性試驗(yàn)，發(fā)現(xiàn)原位沉積HAp的Ti6Al4V和CoCrMo合金種植體支架不僅無(wú)細(xì)胞毒性，還能促進(jìn)人成骨細(xì)胞增殖。

2.6 自組裝合成

自組裝技術(shù)因其可在納米尺度上控制膜層厚度、控制表面結(jié)構(gòu)、組裝過(guò)程中不需要干預(yù)、可涂覆任意形狀的材料等優(yōu)點(diǎn)，被廣泛應(yīng)用于醫(yī)用鈦及鈦合金的表面改性。自組裝機(jī)制主要依賴于弱共價(jià)鍵、氫鍵、離子鍵、范德華力和疏水作用力。Chen等[19]將β-環(huán)糊精(β-CD)接枝到殼聚糖(CHI)分子上，通過(guò)層層自組裝技術(shù)將激素活性代謝物骨化三醇(VD3)與降鈣素(CT)共組裝到Ti-6Al-7Nb合金種植體上。體外實(shí)驗(yàn)表明，VD3/CT復(fù)合負(fù)載種植體釋放的VD3和CT分別上調(diào)了種植體周圍區(qū)域成骨細(xì)胞鈣結(jié)合蛋白和骨形成蛋白(BMP2)的表達(dá)水平，促進(jìn)鈣沉積和分化。體內(nèi)顯微CT和組織學(xué)分析結(jié)果表明，VD3/CT復(fù)合負(fù)載種植體能顯著促進(jìn)骨質(zhì)疏松條件下的骨重建，提高界面剪切強(qiáng)度，促進(jìn)骨整合。將抗骨質(zhì)疏松性藥物固定在鈦基種植體表面是提高骨質(zhì)疏松性骨折愈合率的一個(gè)很有前途的技術(shù)策略。Sr作為骨骼中的重要微量元素，可以刺激細(xì)胞膜上的受體，促進(jìn)新骨形成和抑制骨吸收,在骨重建過(guò)程中起著維持骨穩(wěn)態(tài)的重要作用。Ding等[20]運(yùn)用自組裝方法在鈦基體上成功制備出摻鍶溶菌酶納米膜。細(xì)胞形態(tài)學(xué)觀察、細(xì)胞活力測(cè)定、堿性磷酸酶染色和定量分析結(jié)果表明，摻鍶溶菌酶納米膜可促進(jìn)骨髓基質(zhì)細(xì)胞的早期黏附、增殖和成骨分化。實(shí)時(shí)定量聚合酶鏈反應(yīng)(qRT-PCR)檢測(cè)證實(shí)，摻鍶溶菌酶納米膜在分子水平上促進(jìn)BMSCs成骨相關(guān)基因(BMP2)的表達(dá)。顯微CT和組織學(xué)分析表明，摻鍶溶菌酶納米膜修飾的鈦種植體在植入大白兔體內(nèi)4周后具有明顯的新骨形成能力。該技術(shù)為鈦基植入物的表面改性提供一種簡(jiǎn)便有效的途徑，將有助于新型植入裝置的開(kāi)發(fā)。Zorn等[21]以烷基膦酸單分子層為交聯(lián)劑，將含精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸(RGD)的多肽附著在低彈性模量的Ti-Nb合金表面，評(píng)價(jià)RGD涂層對(duì)成骨細(xì)胞附著的影響。11-氯乙?；?1-十一烷基膦酸(CAUDPA)分子通過(guò)沉積十六烷基膦酸(HDPA)自組裝單分子膜(SAM)附著在經(jīng)電解拋光和陽(yáng)極氧化的Ti-45Nb合金表面。相對(duì)均勻但略顯無(wú)序的CAUDPA-SAM分子以共價(jià)鍵結(jié)合在基體上，其中膦基轉(zhuǎn)向Ti-45Nb基體，乙酰氯末端基團(tuán)轉(zhuǎn)向自由表面。通過(guò)與半胱氨酸肽端的巰基反應(yīng)，將氯化物與含精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸-半胱氨酸(RGDC)交換，使RGDC固定在金屬表面。細(xì)胞培養(yǎng)實(shí)驗(yàn)表明，成骨細(xì)胞優(yōu)先黏附于RGDC-Ti-45Nb合金表面。

3 鈦合金表面涂層的相容性

3.1 組織相容性

組織相容性是指植入物與生物體組織，如骨骼、牙齒、內(nèi)部器官、肌肉、肌腱、皮膚等的相互適應(yīng)性。新型HA衍生物sHA-DA(一種被多巴胺官能化的硫酸化透明質(zhì)酸)涂層技術(shù)可用于預(yù)防鈦植入物表面生物膜相關(guān)感染。Guarise等[22]以透明質(zhì)酸鈉鹽、四丁基銨鹽、肝素等在Ti6Al4V合金表面制備sHA-DA涂層。根據(jù)UNI EN ISO 10993-6標(biāo)準(zhǔn)，用兔模型研究了Ti6Al4V合金表面sHA-DA涂層的組織相容性。將植入物置于股骨髓腔中12周后，經(jīng)過(guò)宏觀評(píng)估，未發(fā)現(xiàn)與植入材料相關(guān)的血腫、水腫、感染或關(guān)節(jié)周圍炎癥反應(yīng)。骨樣品組織學(xué)觀察顯示，存在正常骨髓組織，并且在骨髓微環(huán)境中可觀察到細(xì)胞群。

Zhu等[23]首次在Ti6Al4V合金表面制備了聚多巴胺-膠原涂層。體外細(xì)胞實(shí)驗(yàn)表明，Ti6Al4V合金表面膠原功能化后，人包皮成纖維細(xì)胞(HFF)與人永生角質(zhì)形成細(xì)胞(HaCaTs)有較好的黏附性。具體表現(xiàn)為黏附細(xì)胞密度增加，紐蛋白聚集增多，細(xì)胞鋪展良好，假足增多，有利于種植體-軟組織界面的快速愈合。大鼠皮下植入實(shí)驗(yàn)表明，與Ti6Al4V或單純聚多巴胺涂層樣品相比，膠原修飾可減弱軟組織反應(yīng)，改善組織相容性。聚多巴胺-膠原功能化的鈦合金種植體在軟組織整合方面具有潛在的應(yīng)用前景。

3.2 血液相容性

血液相容性是指植入物與血液直接接觸時(shí)，血液對(duì)植入物產(chǎn)生的反應(yīng)和植入物在血液中持續(xù)保持有效生物功能的能力。TiO2納米結(jié)構(gòu)表面具有良好的血液相容性，能夠顯著抵抗血小板的黏附和活化。Yang等[24]采用電化學(xué)陽(yáng)極氧化和表面自組裝技術(shù)相結(jié)合的方法，構(gòu)建出超親水和超疏水的TiO2納米管層。研究表明，超疏水TiO2納米管層比普通鈦基片和超親水TiO2納米管層具有更好的抗血小板黏附性和抗血小板偽足鋪展的能力。該研究結(jié)果對(duì)進(jìn)一步開(kāi)發(fā)血液相容性鈦基生物材料具有重要的工程意義。Jiang等[25]將微弧氧化和超疏水處理技術(shù)相結(jié)合，在Ti6Al4V合金表面制備出超疏水TiO2涂層。研究表明，與沒(méi)有涂層的Ti6Al4V合金試樣相比，超疏水處理試樣的耐蝕性提高了1個(gè)數(shù)量級(jí)。經(jīng)微弧氧化+超疏水復(fù)合處理后，試樣溶血率和血小板黏附特性得到明顯改善,特別是在超疏水試樣表面未觀察到血小板存在。

鈦合金作為生物醫(yī)學(xué)材料，它的血液相容性非常重要。Song等[26]在Ti6Al4V基體上制備出5種不同的聚醚醚酮(PEEK)復(fù)合涂層。通過(guò)紅細(xì)胞觀察、溶血試驗(yàn)和血栓形成分析，評(píng)價(jià)了ZrO2顆粒增強(qiáng)聚醚醚酮涂層的血液相容性。結(jié)果表明，納米ZrO2顆粒的加入增加了聚醚醚酮涂層的表面粗糙度，有利于改善涂層的潤(rùn)濕性。10%ZrO2顆粒增強(qiáng)聚醚醚酮涂層具有較好的血液相容性，在醫(yī)療應(yīng)用方面具有很大的潛力。Chen等[27]通過(guò)水熱處理結(jié)合疏水處理在Ti6Al4V合金表面制備超疏水層，研究了超疏水樣品的表面形態(tài)、表面粗糙度、相組成、元素組成、水接觸角和血液相容性。結(jié)果表明，水熱樣品表面主要由Na2Ti6O13相和一些─OH基團(tuán)組成，低表面能氟化物─C8H4F13通過(guò)自組裝脫水反應(yīng)接枝到水熱樣品表面。水熱處理后樣品表面的羽毛狀結(jié)構(gòu)轉(zhuǎn)變?yōu)椴轄罱Y(jié)構(gòu)，表面粗糙度隨著NaOH溶液濃度的增加而逐漸增大。超疏水表面可有效降低溶血率，減少血小板黏附，延長(zhǎng)動(dòng)態(tài)凝固時(shí)間，因而提高了Ti6Al4V合金的血液相容性。

3.3 力學(xué)相容性

力學(xué)相容性是指生物材料與人體組織在力學(xué)性能上的匹配。陽(yáng)極氧化能夠在鈦及鈦合金表面形成耐腐蝕性好的陶瓷薄膜。與等離子電解氧化法相比，陽(yáng)極氧化法獲得的涂層細(xì)胞活性高、彈性模量和硬度低。陽(yáng)極氧化還可以產(chǎn)生較大孔徑的有序陣列TiO2納米管結(jié)構(gòu)。Wang等[28]通過(guò)陽(yáng)極氧化在Ti6Al4V合金襯底上制備出TiO2納米管涂層，并研究了TiO2納米管包覆骨板在模擬體液環(huán)境中的微動(dòng)磨損行為，分析了涂層的力學(xué)性能及其對(duì)骨板耐磨性的影響。結(jié)果表明，隨著氧化時(shí)間從2 h增加到6 h，TiO2納米管涂層的顯微硬度和彈性模量明顯下降，可有效降低應(yīng)力屏蔽效應(yīng)，提高鈦合金骨板的生物力學(xué)相容性。延長(zhǎng)氧化時(shí)間，可以提高涂層與基體之間的界面附著力。氧化時(shí)間為6 h時(shí)，在Ti6Al4V合金表面制備的TiO2納米管孔徑最大，涂層的力學(xué)相容性和耐磨性最好。Wu等[29]以殼聚糖(CS)和明膠(GT)為生物墨水，通過(guò)3D打印技術(shù)在鈦合金基材表面打印出具有規(guī)則宏觀網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)和蜂窩狀微網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)的CS-GT水凝膠涂層。通過(guò)拉伸試驗(yàn)、壓縮試驗(yàn)、蠕變?cè)囼?yàn)和流變性能測(cè)試分析了水凝膠涂層的力學(xué)性能，結(jié)果顯示7%CS-10%GT(質(zhì)量分?jǐn)?shù)，下同)涂層的彈性模量為0.920 MPa，抗拉強(qiáng)度達(dá)到0.268 MPa。附著力測(cè)試結(jié)果表明，抗菌水凝膠涂層與鈦合金基材的結(jié)合強(qiáng)度隨著CS含量的增加而增加，7%CS-10%GT涂層與基體的結(jié)合強(qiáng)度達(dá)到3.36 MPa。

4 結(jié) 語(yǔ)

近幾十年來(lái)出現(xiàn)了許多先進(jìn)的表面改性技術(shù)，如等離子噴涂表面改性、激光表面改性、微弧氧化等。雖然各種表面改性方法都可以在很大程度上改善鈦合金的性能，但這些技術(shù)還存在許多缺點(diǎn)，如獲得的涂層不均勻、涂層硬度較低、制備成本高等。隨著生物醫(yī)學(xué)的發(fā)展，對(duì)材料表面性能的要求也在不斷提高，必須進(jìn)一步推進(jìn)表面改性方法的研究，尤其是表面改性機(jī)制的研究。目前，表面涂層制備呈現(xiàn)出多種技術(shù)復(fù)合的發(fā)展趨勢(shì)，并已成為近年來(lái)鈦合金加工制造領(lǐng)域的焦點(diǎn)，探索涂層表面改性新技術(shù)是未來(lái)鈦合金植入物材料的發(fā)展趨勢(shì)。