引 言

近幾十年來,金屬材料由于具有良好的機械性能和生物相容性而作為植入材料被廣泛應用于生物醫用材料領域[1]。其中,生物醫用鈦合金因其適宜的彈性模量、高強度和低密度的特性在醫用手術器械領域以及人工關節、骨創傷產品、心血管支架和牙齒種植體等生物醫學領域有著廣泛的應用[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節和骨種植體[4]。但是,鈦合金的一些缺點限制了其在醫學生物領域的進一步應用:(1)鈦合金摩擦磨損性能差,作為植入材料進入人體后可能產生的磨屑會釋出 Al、V 等有害元素,引發身體炎癥以及毒性反應,而作為外科輔助器材,較低的摩擦磨損性能又會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降低植入體與骨組織之間的結合力,造成松動脫落而使植入失敗[5-6];(3)抗疲勞性能差,鈦合金表面疲勞敏感性強,造成植入物疲勞折斷和塑型困難等問題;(4)抗菌性差,外部滅菌很難將細菌徹底清除極易造成其體內感染。

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兩種方法改善鈦合金的性能,一種是通過調整合金成分來達到改善鈦合金整體性能的目的。合金添加元素的細胞毒性是合金化設計需要注意的首要問題,國外學者主要選用對人體有益的鈦合金β相穩定元素 Nb、Mo、Ta、Hf和中性元素Zr、Sn以及α相穩定元素 Al、O、N 等[7],但是合金化設計非常復雜且投入成本大。第二種方法是通過表面改性技術來改善鈦合金性能。材料的摩擦磨損、生物活性都與材料的表面狀態有關,鈦合金的疲勞裂紋通常萌生在材料表面[8],對材料表面進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,表面處理操作簡單,成本更低,用表面改性技術提高鈦合金性能已成為研究的熱點[9]。本文就表面改性技術提高鈦合金耐磨性、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的失效形式,約占機械失效的90%[10]。鈦合金常用于人體承重類植入體(如髖關節植入體),由于植入體形狀不規則,在跑步、跳躍或行走等活動中處于非對稱循環載荷下,疲勞失效是導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骨組織進行切割、磨削、鉆孔等,循環周次高且時間短,很容易發生疲勞使刀頭斷裂。在承受疲勞載荷的結構件中,疲勞裂紋會萌生于表面或內部微觀缺陷處,逐漸展開會破壞疲勞壽命后期構件。通常情況,疲勞的裂紋擴展分為3個階段:疲勞裂紋萌生、裂紋亞穩擴展和失穩擴展。如圖1所示。

有研究表明,梯度納米結構可以阻礙裂紋的萌生和擴展。因此在對鈦合金進行表面處理時若將表面結構細化至納米尺寸,內部保持粗晶結構,晶粒尺寸從表面到內部呈現梯度變化,可有效阻止裂紋萌生和擴展,從而提高鈦合金的疲勞性能[13]。Li等[14]研究梯度納米結構對純鈦疲勞行為的影響發現,梯度納米結構的微觀組 織 演 變 機 制 為 形 變 孿 晶、位 錯 滑 移 和 相 變(HCP-FCC)的協同作用應力控制疲勞,由于顯微組織和獨特力學性能的協同作用,改變裂紋萌生方式,提高了鈦的疲勞強度,使材料表面產生往復劇烈塑性變形的表面機械處理技術都具 有實現材料表面納米化的潛力。

1.1 噴 丸

噴丸強化是工業上常見的表面強化方法,它通過將高速彈丸流噴射到零件表層,使表層加工硬化產生殘余應力而形成一定厚度的強化層。噴丸處理后材料表面的細晶強化層和大量位錯可以有效抑制疲勞裂紋的萌生,殘余壓應力和內部粗晶結構能夠有效降低裂紋的 擴 展 速 率,從 而 提 高 裂 紋 的 疲 勞 壽 命。 Wang等[15]通過對 TC4鈦合金原始試樣和帶有單面切口的噴丸試樣進行了單軸拉伸疲勞試驗,發現與未噴丸處理前的 TC4鈦合金相比,噴丸處理后的 TC4 鈦合金表面裂紋出現的時間比推遲了64.3%左右,疲勞壽命提高了34.2% 左 右,短 裂 紋 擴 展 速 率 降 低 約 34% ~60%。同時,羅學昆等[16]也研究了應力集中條件下噴丸對其疲勞性能的影響規律,結果顯示當應力集中系數由 Kt=1(光滑試棒)提高至 Kt=2(粗糙試棒)時,TB6 試 棒 的 疲 勞 極 限 從 537.5 MPa 下 降 至335.5MPa,表現出應力 集 中 敏 感 性;而 經 過 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%。

對普通噴丸技術進行改性或者與其他表面處理技術復合處理可以進一步提高鈦合金的疲勞性能。Tsu-ji等[17]研 究 了 等 離 子 體 滲 碳 與 噴 丸 強 化 相 結 合 對TC4合金疲勞磨損性能的影響,發現噴丸處理可以有效改善滲碳處理 TC4合金的表面殘余應力狀態,使合金的 疲 勞 壽 命 提 高。研 究 發 現[18]表 面 殘 余 壓 應 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]研究了噴丸強化(SP)和激光沖擊強化(LSP)以及復合強化對 TC4疲勞性能的影響,發現激光沖擊強化、噴丸強化、及其復合強化均可提高試樣表面的殘余壓應力,但是復合強化提高得更多;相比于未強化試樣,復合強化試樣在疲勞應力水平提高37.9%的情況下,特征壽命提高了 57.3%。有研究結果表明[20]VF可以去除SP產生的表面損傷層,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度提高了24.6%。經過200和300 ℃的熱處理100h后,復合熱處理樣品的疲勞強度略有下降,但仍高于基體。羅軍明等[21]也通過對比研究的方法發現噴丸+微弧氧化試樣的疲勞 壽命為 13321周次,遠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處理來改善其引入的殘余拉應力和疲勞缺陷。

1.2 機械滾壓

表面 機 械 滾 壓 (surface mechnicalrollingtreat-ment,SMRT)技術通過硬度極高的可滾動的球體對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。加工過程中按照預定路線對材料表面進行處理,產生的塑性流動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 可 以 通 過 改 變 滾 動 載 荷、滾 壓 道次、滾壓力等工藝參數實現對工件更加精密可控的加工[24]。利用機械滾壓技術改善疲勞性能的機理可以歸結為殘余壓應力、梯度納米結構、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]在鈦合金表面進行滾壓處理后發現,鈦合金的裂紋擴展門檻 值和疲勞壽命均得到明顯的提高,滾壓強化改善試樣的疲勞性能主要是通過減緩疲勞裂紋擴展早期階段的擴展速率實現的。2007 年天津大學提 出 表 面 超 聲 滾 壓 (ultrasonicsurfacerollingprocess,USRP)的 概 念,推 動 了 傳 統 納 米 技 術 的 發展[27]。USRP結合了超聲頻率振動和軋制的優點,在超聲波沖擊和靜壓力滾壓的聯合作用下,保證了滾珠和曲面的連續接觸[23]。通過往復加工使表面受力均勻,產生殘余應力,有效提高材料的耐疲勞性能。US-RP技術對 TC4旋轉彎曲微動疲勞(FF)行為的影響,研究表明 USRP產生的殘余壓應力場深度為530nm,最大殘余壓應力為 930 MPa;經 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的 USRP技術對鈦合金疲勞性能的影響中發現 US-RP處理對殘余應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,并不能滿足實際生產要求。對于植入物,需要具有良好的耐磨性,以免產生磨屑導致植入這身體排異反應。尤其是人造關節,往往會因為身體運動摩擦而產生微粒,這些微粒在關節組織內堆積,從而導致排異反應。對于外科用手術器械,對鈦合金的耐磨性能同樣有很高的要求。為解決上述問題,在鈦合金表面制備耐磨涂層來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滑涂層兩方面來介紹耐磨涂層的研究進展。

2.1 高硬耐磨涂層

材料的硬度越高,耐磨性越好,故將材料的硬度作為材料耐磨性的重要指標之一。根據 Archard定律[30]:

其中 K 為磨損系數,L 為滑動行程,N 為載荷,H為硬度。磨損率x 與合金的硬度成反比,提高涂層的硬度可以有效提高涂層的耐磨性。硬質涂層材料大多是過渡族金屬、非金屬構成的化合物和金屬間化合物等。

目前,研究較多的氮化物高硬耐磨涂層主要由過渡族金屬和 N 原子形成陶瓷結構的金屬氮化物組成,這些強氮化形成元素的二元和三元氮化物因其鍵合強度高而具 有 較 高 的 熔 點、硬 度 和 耐 磨 性 等 優 良 的 性能[39](表1)。大多數過渡族金屬氮化物符合 Hagg規則[40],具有 B1-NaCl結構(TiN、ZrN、CrN 等)或六方結構(NbN、TaN 等)。當前硬質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展。

成分多元化主要是在傳統二元氮化物涂層的基礎上添加一種或者多種其他元素來提高涂層的性能。有研究通過磁控濺射技術制備 TiAlSiN 和 TiAlN 涂層來探索摩擦性能,結果發現這兩個涂層的摩擦機制相似,但 TiAlSiN 涂層的磨損率更低[41]。Soham 等[42]比較 TiN、TiAlN、TiAlSiN3種涂層的硬度發現 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,同時提高了薄膜的彈性模量。同時 TiAlSiN 涂層中的Si3N4 相在高溫下轉變為 SiO₂ 相,導致涂層的硬度提高。

通過設計梯度涂層能夠降低甚至消除涂層與基體之間的應力集中,并且降低薄膜整體的殘余應力,使得基體和涂層之間的結合強度得到提高[31]。他們進一步[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,結果如圖所示,所有陶瓷涂層都比未涂層的 Ti45Nb基體材料表現出更好的摩擦學性能,其中多層涂層樣品的硬度最高,摩擦學性能最好[43]。多層涂層硬度的提高歸因于周期性的界面結構,它可以阻止層間位錯運動,界面位錯積累對硬度的提高也有積極的作用。相似的研究結果利用 PVD 技術制備了 TiAlSiN 多層梯度涂層,TiAlSiN 多 層 梯 度 涂 層 在 常 溫 下 的 摩 擦 系 數 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渡層會阻斷裂紋的擴展,增加抗疲勞磨損能力[44]。當調制周期在亞微米量級和微米量級之間時,多層結構可以看作是晶界對位錯的釘扎效應,符合 Hall-Petch理論[45]。納米多層化主要是通過交替沉積兩種及以上納米級厚度的結構層,在厚度方向上形成周期性交替排列的多層結構。由于納米多層膜體系內存在大量界面,使得位錯和缺陷的運動受到阻礙,從而使薄膜呈現優良的耐磨性[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 復合涂層的硬度和摩擦性能的研究發現相較于 HEA 涂層,復合 HEA 涂層硬度提升40%,復合 HEA 涂層的摩擦系數為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提高其韌性,固溶形成了單一化合物 TiC1-xNx 相[35]。TiCN 摩擦系數在0.18左右,磨損量為5×10^-6 mm/(N·m),具有優異的耐磨性[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、化學性能穩定等特性。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二硼化物的加入對復合 NiAl涂層耐磨性的影響,發現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 自潤滑涂層

潤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滑涂層,固體潤滑顆粒均勻分布在基體上,摩擦時固體潤滑劑發生轉移被擠入材料表面形成潤滑膜,由于固體潤滑劑剪切強度低,使摩擦副與材料之間形成過渡層,從而有效減小摩擦系數,減低磨損。常用固體自潤滑材料的摩擦性能及特點,可以分為4類,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))[51](表2)。

層狀固體內原子呈層狀排列,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較弱,故擁有較低的摩擦系數。大氣環境對石墨和硫化物的摩擦有很大影響,在潮濕環境中,石墨吸附水分和氣體鈍化懸垂的共價鍵和界面邊緣以達到潤滑 作 用[54],但 是 濕 度 和 氧 氣 的 存 在 卻 使 MoS2 和WS2 層狀結構顯著劣化,導致較高的摩擦系數和極短的磨損壽命[55]。針對 MoS2 對潮濕環境比較敏感的問題,耿中榮等[56]制備了 MoS2/C 復合膜并在不同濕度環境下進行摩擦實驗,在低濕度環境中,MoS2 薄膜和MoS2/C 復合薄膜的摩擦性能差別不大,在高濕度環境中 MoS2/a-C 復 合 薄 膜 具 有 較 低 且 穩 定 的 摩 擦 系數,耐磨性能也明顯提高。在利用雙靶共濺射技術制備了 MoS2/DLC復合薄膜的研究中[57],由于加入石墨后晶粒更細,孔洞裂紋減小,韌性增強,復合膜的摩擦系數比 DLC 薄 膜 有 一 定 的 提 高,遠 遠 優 于 MoS2 薄膜[34]。沈玲莉等[58]發現添加 h-BN 后磨損率和摩擦系數均有所降低。

氟化物具有較低的剪切強度和穩 定 良 好 的 熱 性能,此類固體潤滑劑因在500 ℃時發生脆-韌轉變而使涂層具備自潤滑能力。有研究者采用激光熔覆法制備了含少量 CaF2(2%質量分數)的 Ni-Cr/TiB2 復合鍍層發現CaF2 的加入后摩擦系數為0.24,顯著提高了鍍層的摩擦性能[59]。

當銀、鉛、錫和金等軟金屬作為涂層材料應用在較硬的材料表面時,由于較低的剪切應力,晶格為各向異性,晶間易滑移,產生非常低的摩擦系數(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明顯降低[60]TiAlN 涂層的主要磨損機制為磨 粒 磨 損,而 Ag-Cu 摻 雜 的 TiAlN 涂層,由于軟金屬顆粒的潤滑作用,主要磨損機制為黏著磨損,導致復合涂層摩擦系數小。

PTFE 沒有不飽和鍵,不易極化。在滑動接觸過程中,它在接觸面上形成了一層薄薄的轉移膜,其接觸應力較低,低分子間內聚力導致分子鏈容易從聚合物的結晶部分拉出,具有較低的摩擦系數[61]。PTFE 薄膜不能同時具有低摩擦系數和低磨損率,所以一般作為自潤滑復合材料的基體或者添加物使用。有研究通過在 TC4表面制備 Ni-P-PTFE 自潤滑復合鍍層研究其磨損性能,發現添加 PTFE 后,Ni-P 的摩擦系數和磨損量都顯著降低,說明嵌入的 PTFE 粒子起到了減摩和潤滑作用[62]。

3 、表面改性提高鈦合金生物活性

生物相容性是指醫療器械或材料在一個特定應用中引起恰當宿主反應的能力[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性,進而無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骨和多孔的松質骨組成,表面包含微米、亞微米和納米等多級結構[64]。基于仿生學原理,鈦合金表面結構尺度的差異會對鈦合金生物活性產生不同的影響。研究表明具有表面粗糙、微納米結構的植入體等有利于骨細胞的黏附、分化和增殖[65]。一方面微米級的表面結構可以提高植 入體與骨組織之間的嵌合力[66];另一方面,亞微米級的表面結構可以促進成骨細胞的生長和分化[67]。目前常用的方法主要有通過噴砂、酸蝕和堿熱等工藝得到微納多孔結構,從而提高其界面潤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性和骨結合能力。

3.1 微納多孔結構

在植入體表面引入微納多孔結構,可以增加材料表面的比表面積,提高粗糙度并改善界面潤濕性,從而提高骨結合能力。噴砂、酸蝕和堿熱復合工藝常用于微納多孔結構的表面改進。噴砂可以去除鈦表面的氧化層,使之露出新鮮的純鈦表面,且殘余壓應力層有利于涂層與鈦表面的結合[68]。機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構,但運用此方法僅能構造微米級別的粗糙表面,難以形成誘導細胞其他功能的空間尺度。在噴砂之后對鈦合金表面利用不同種類或者不同濃度的酸性溶液進行酸蝕,可以去除表面的雜質,使表面光潔[69]。且行酸蝕處理后的鈦表面與經過單純機械處理的鈦表面相比,具有更高的表面自由能,可以使細胞更好的與之結合,不僅促進骨整合,同時促進結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。通過堿熱法可以進一步在鈦合金表面制備出微球型和納米型形貌,并且還可以誘導形成羥基磷灰石涂層,進一步提高成骨性能[70-71]。基于多次酸蝕法在鈦合金表面制備微納米結構,Zhang等[72]發現微納米結 構表面能促進成骨細胞粘附和增殖,并且有更好的 HA 形成能力和細胞活性。

Salemi等[73]將純鈦樣品堿熱處理表面得到微孔表面結構,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。通過對噴砂酸蝕和鈦鈮鋯錫合金表面成骨細胞粘附、增殖和分化的影響,發現經過噴砂酸蝕處理后在材料表面 形成納米級及微米級的凹坑,產生均勻分布的粗糙結構,經過處理后,材料仍保持親水性;可以有效促進成骨細胞在其表面增殖、分化[74]。趙 穎 等[75]對 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后細胞黏附、細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,具有更優地促進骨形成能力、表面活性和生物性能。

通過噴丸、雙酸酸蝕、堿熱處理的復合工藝在鈦合金材料表面制備出了微納分級多孔結構,結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,其中經過噴丸、雙酸蝕 和堿熱 處 理 后 界 面 潤 濕 性 和 Ca/P沉積能力都達到最佳[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異性能的同時對鈦合金的表面結構、表面成分和界面潤濕性等進行調整。生物活性涂層不僅可以為成骨細胞提供三維生長空間,還可以負載生物活性因子和生長因子等,促進成骨細胞的增殖分化[77]。

羥基磷灰石化學式為 Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂,是人體骨骼主要的無機成分,具有良好的生物相容性[78]。當它植入人體后,鈦合金會游離出鈣、磷離子而被人體吸收,新組織在骨組織表面以及 HA 涂層表面同時生長,實現骨骼和植入物之間的緊密化學鍵結合,并且可以充當體液與植入物之間的屏障,這樣有利于植入物的穩定[79]。許瑩等[80]探究 HA/MO 復合涂層的生物相容性,采 用 陽 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 納米管復合涂層;通過細胞增殖速率分析,試樣表現出優異的細胞活性,對細胞的增長速率促進效果良好。HA涂層具有多孔結構,孔隙率和孔隙直徑都對成骨效果產生重要影響。就微孔孔隙率對成骨誘導能力的影響研究提示孔隙率的增加,植入物的早期骨誘導作用明顯增強[81]。為了提高 HA 涂層與鈦合金基體的結合率,在 TC4 表面制備了 Ti/TiN/HA 涂層,結果表明細胞外基 質 (extracellularmatrix,ECM)是 構 成細胞外微生物的主要成分,在細胞成分和周圍微生物環境相互作用的過程中整合了許多細胞黏附、生存、增殖和分化等進程[83]。常用的細胞外基質蛋白有膠原蛋白、纖維連接蛋白、骨橋蛋白等。有研究在 Ti種植體表面涂覆I型膠原后發現 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 結合[84]。Ⅰ型膠原可以通過整合素與細胞結合,將細胞外信號傳遞到細胞內,刺激細胞內信號通路,引導細胞附著、增殖和分化等行為。有研究發現在噴砂后的 Ti種植體表面涂覆纖維連接蛋白(FN)后,種植體的細胞黏附和細胞增殖增強[85]。等離子噴涂技術制備了多孔 HA 涂層并用膠原進行修飾,研究對比發現,間充質干細胞(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 表面的自我重建時形成纖維網絡。

精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸序列(RGD 序列)能促進成骨細胞在骨科植入物上的黏附和增殖,不僅可以刺激成骨細胞的分化,還對內皮細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(MAO)在鈦表面進行粗化處理后,利用多巴胺(PDA)作為偶聯劑,將 環 形 肽 c(RGDfk)聯 接 在 表 面,構 建 MAO-PDA-c(RGDfk)涂層,發現成骨生長肽(OGP)具有良好的骨誘導活性,當其固定在表面和支架上時可以促進成骨細胞分化和骨生長。同時也有研究發現成骨生長肽對小鼠骨髓間充質干細胞的的增殖分化,促進骨形成[88]。蔣志平等[89]在鈦表面進行堿熱處理后涂覆OGP涂層后發現細胞增殖情況優異,OGP 在早期可以增加 ALP活性,促進骨細胞的分化與成熟。

在骨形成和修復過程中,生長因子(骨形態發生蛋白、血小板衍生生長因子、轉化生長因子等)被克隆和重組表達[90]。血小板衍生生長因子是要通過組織損傷后血小板釋放,通過細胞的增殖來加快愈合。姜濤等[91]通過血管內皮細胞相關標志物鑒定,血小板衍生生長因子 BB可以促進骨髓間充質干細胞向血管內皮細胞分化。為了改善傳統涂層的成骨誘導,各種生長因子(如甲狀旁腺激素、骨形態發生蛋白2和成骨蛋白1)也被嵌入到多孔結構中以制造雙功能植入物[92-93]。

通過陽極氧化和化學介導的方式將血小板衍生生長因子固定鈦表面的研究發現,生物活性/仿生表面修飾有效地增強了細胞附著、增殖、人骨髓間充質干細胞在體外的成骨行為[94]。張迪等[95]在理化修飾的基礎上,引入人骨形態發生蛋白-2(hBMP-2)/人胰島素樣生長因子-1(hIGF-1),表明兩種生長因子的協同能顯著誘導成骨細胞的增殖、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細菌在醫療器械表面形成的生物膜徹底清除,從而導致臨床感染。對于植入體來說,異體性以及手術操作過程都大大增加了臨床感染。首先細菌細胞與材料表面之間進行快速可逆的初始相互作用,然后細菌表面結構上的蛋白質和材料表面結合分子之間 特異性和非特異性相互作用,最終形成生物膜[96],過程如圖8所示。一旦形成生物膜,細菌在體內就很難被殺死。因此,防止抗菌表面形成生物膜是避免病原 體傳播和材料變質的最佳途徑。

鈦植入材料的表面粗糙度、化學性質、表面能和帶電荷量等特性對細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,可以通過調節材料表面的性能來抑制細胞黏附和生物膜的形成。紫外線照射導致 Ti6Al4V 表面的自發潤濕性增加,同時保持合金的體塊特性,這對其作為骨科和牙科種植體的性能至關重要。在紫外線輻照后 TC4表面細胞黏附性,發現幾種成骨細胞不受紫外線輻照的影響,但會導致 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]。同時有研究通過聚苯乙烯磺酸鈉(polyNaSS)以共價鍵枝接至純鈦(cpTi)表面對金黃色葡萄球菌黏附的影響,發現枝接鈦表面金黃色葡萄球菌黏附明顯減少,且并不影響成骨細胞的粘附、增殖與分化[99](圖9)。

目前主要通過在材料表面涂覆抗生素、有機抗菌劑和無機抗菌劑來達到滅菌的作用。抗生素的作用機制是抑制微生物細胞壁和蛋 白 質 的 合 成、干 擾 DNA轉錄和翻譯[100]。抗生素涂層可以在局部特定位置達到高療效,且可以針對特定的種植部位周圍的病原體,對不同種類的細菌研發了相應的抗生素涂層。有研究顯示表面有依諾沙星涂層的 Ti植入體對金黃色葡萄球菌有明顯抑制作用[101]。目前也有研究發現相比起純 HA 涂 層,慶 大 霉 素-HA 涂 層 的 細 菌 感 染 顯 著 降低[102]。但是抗生素的使用會產生生物耐藥性,有可能對人體正常細胞造成損傷,此外,抗生素的可控長效釋放也比較難以實現[103]。

無機抗菌劑在人體內成分穩定,具有良好的抗菌性能和優良的生物相容性,一般分為光催化材料和金屬離子兩類。光催化材料主要是通過光激發的強氧化自由基從而達到抗菌效果,如 TiO₂、ZnO 和SiO₂ 等禁帶寬度為 n型的半導體氧化物[104]。鐘欣等[105]制備HA/ZnO/SiO₂ 涂層材料并研究其抗菌性,與 純 HA涂層對比發現,HA/ZnO/SiO₂ 對于對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 薄膜后發現,TiO₂ 在自然光誘導的光催化滅活和抗細菌粘附方面表現出良好的性能[106]。常 用 抗 菌 金 屬 離 子 有 Hg2+ 、Ag+ 、Pb2+ 、Cu2+ 、Zn2+ 、CO₂+ 等,由于 Hg、Pb等對人體危害較大,所以 Ag、Cu、Zn等金屬離子應用更加廣泛[107]。金屬離子抗菌機制有以下幾種解釋[108-109]:(1)破壞細菌細胞膜細胞壁;(2)與細胞質中的核酸和蛋白質結合從而使其失去酶的活性,影響細胞的代謝;(3)與細菌的遺傳物質發生反應,導致 DNA 結構破壞而抑制細菌的增殖。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 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,含Zn的碳磷灰石涂層材料具有良 好 抗 菌 效 果[111]。Jing 等[112]對 比 研 究 Cu 和Cu/Ag涂層的抗菌性能發現,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。

有機抗菌劑可以分為天然有機抗菌劑(殼聚糖等)和合成有 機 抗 菌 劑 (季 銨 鹽 類、醛 醇 化 合 物、咪 唑 類等)。有機抗菌劑通過直接接觸細胞膜,使胞膜發生收縮來達到抗菌效果[113]。有機抗菌劑制備工藝較為成熟,特點是抗菌性能好,選擇性強,抗菌實效快有研究通過在 TC4表面涂覆膦酸鹽/季銨鹽共聚物并研究其抗菌性,結果表明 TC4底物對金黃色葡萄球菌的殺菌能力從39.4%提高到98.8%,對大腸桿菌的殺菌能力從70.0%提高到99.4%[114]。

將不同種類抗菌劑結合制備復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/殼聚糖復合涂層,發現復合涂層對大腸桿菌的抑菌活性比單獨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]。復合抗菌涂層兼顧無機抗菌劑的穩定性和有機抗菌劑的高效性,大幅度提升了抗菌涂層的適用范圍。

5 、結 語

綜上所述,鈦合金因其低的彈性模量、高強度、低密度以及優異耐蝕性,是目前生物醫學領域最常用的材料。匯總了近期通過表面改性方法對鈦合金的疲勞性能、耐磨性、生物相容性和抗菌性進行提升的研究進展,探討了目前的表面改性技術仍然存在的問題。研究結果發現,涂覆涂層存在結合力差的問題,單一的處理技術不能滿足多種性能同時提升的需求,通過探索多種表面處理工藝相結合的方式提升鈦合金表面質量和性能,可以在一定程度上解決單種技術存在的環境效益和經濟效益等問題。不同的研究方法再次表明,未來對于醫用鈦合金表面改性技術的研究不能僅止于單一性能,可以根據臨床的不同需求對鈦合金進行相應的表面改性處理,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。

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