醫(yī)用i合金的制備與改性

醫(yī)用i合金的制備與改性

生物材料是指對組織、器官和生物的診斷、治療和交換損傷的材料。醫(yī)用金屬材料因其具有較高的強(qiáng)度和抗疲勞性能,是臨床應(yīng)用最廣泛的材料之一。目前常見的植入金屬材料主要為超低碳奧氏體不銹鋼(AISI316L,317L)、鈷鉻合金(CoCr)、鈦及鈦合金3類材料,而鈦及鈦合金憑借著優(yōu)異的生物相容性、耐腐蝕性、綜合力學(xué)性能和工藝性能逐漸成為牙科種植體、人工關(guān)節(jié)等人體硬組織替代和修復(fù)用的首選材料。其中Ti-6Al-4V合金是目前臨床上應(yīng)用最多,也是最早的鈦合金之一,但其在生物相容性、耐腐蝕性能、耐磨性能和生物活性等方面仍存在問題。為了克服Ti-6Al-4V合金存在的問題,近年來各國學(xué)者一直致力于開發(fā)具有更佳綜合性能的醫(yī)用鈦合金,或?qū)ΜF(xiàn)有成熟醫(yī)用鈦合金進(jìn)行表面改性研究,嘗試通過表面改性來提高其各項(xiàng)性能,以滿足醫(yī)學(xué)應(yīng)用要求。本文綜述了醫(yī)用鈦合金的發(fā)展及其存在的問題和表面活化研究進(jìn)展,并對活化的前景進(jìn)行了展望。1醫(yī)療鈦合金的開發(fā)與存在的問題1.1ti-3al-4v的研究進(jìn)展20世紀(jì)40年代初期,Bothe等首次發(fā)表了有關(guān)金屬種植體與骨之間反應(yīng)的論文,并將鈦引入了生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域。此后,醫(yī)用鈦合金的發(fā)展經(jīng)歷了3個(gè)階段:第一階段以純鈦和Ti-6Al-4V合金為代表;第二階段以Ti-5Al-2.5Fe和Ti-6Al-7Nb等新型α+β型合金為代表;第三階段以具有更好生物相容性和更低彈性模量的β型鈦合金為代表。不同發(fā)展階段典型鈦合金的力學(xué)性能如表1所示。最初應(yīng)用于臨床的鈦合金主要以純鈦為主。雖然純鈦在生理環(huán)境中具有優(yōu)異的抗腐蝕性能,但其強(qiáng)度和耐磨性能限制了它在承載較大部位的應(yīng)用,而只能用于口腔修復(fù)及承載較小部位的骨替代。隨后將航天材料Ti-6Al-4V合金引進(jìn)到醫(yī)學(xué)領(lǐng)域,解決了純鈦強(qiáng)度不夠的問題,同時(shí)Ti-3Al-2.5V合金也在臨床上被用作股骨和脛骨的替換材料。但該類合金中的V元素對人體存在潛在的危害,其在生物體內(nèi)聚集于骨、肝、脾、腎等器官,毒性超過了Ni和Cr,已引起人們的高度重視。為了克服V的不良影響,到20世紀(jì)80年代中期,學(xué)者們又相繼開發(fā)了不含V的Ti-5Al-2.5Fe和Ti-6Al-7Nb等新型α+β型合金。該類合金避免了V元素對人體的毒性副作用,且力學(xué)性能與Ti-6Al-4V相當(dāng),但其仍存在不足,如有潛在毒性的Al還存在,彈性模量與人體骨骼的差距還較大等。為了進(jìn)一步降低合金元素的細(xì)胞毒性和合金的彈性模量及改善植入體與自然骨骼之間的界面問題,以適應(yīng)醫(yī)學(xué)臨床對植入材料提出的更高要求,20世紀(jì)90年代初,新型β型鈦合金孕育而生。在β型鈦合金的研究與開發(fā)方面,日本和美國處于領(lǐng)先地位,日本研制開發(fā)的新型β鈦合金有Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr、Ti-15Mo-5Zr-3Al和Ti-11Mo-6Zr-4.5Sn等。在美國已有5種β鈦合金被推薦在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中應(yīng)用,即Ti-12Mo-6Zr-2Fe(TMZFTM)、Ti-13Zr-13Nb、TIMETAL21SRx、Tiadyne1610和Ti-15Mo。具有形狀記憶效應(yīng)及超彈性的近等原子比NiTi合金在醫(yī)學(xué)臨床得到了廣泛應(yīng)用,但Ni離子的毒性限制了它的進(jìn)一步發(fā)展。為了克服這一問題,日本等學(xué)者相繼開發(fā)了無Ni的Ti-Mo系、Ti-Nb系等形狀記憶合金,經(jīng)過晶相、相變行為、力學(xué)性能、腐蝕行為和臨床試驗(yàn)等一系列研究,已經(jīng)取得了較大成果。1.2鈦合金的缺陷隨著各種新型醫(yī)用鈦合金的出現(xiàn),鈦合金在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中的應(yīng)用越來越廣泛,但是目前已經(jīng)開發(fā)應(yīng)用的各種鈦合金均存在不同程度的缺陷,還沒有一種鈦合金能夠完全滿足臨床的各項(xiàng)要求。綜合來說,現(xiàn)臨床使用的鈦合金主要存在以下問題:(1)生物活性不夠。鈦合金是一種生物惰性材料,其表面結(jié)構(gòu)和性質(zhì)與骨組織差異太大,不能與骨形成化學(xué)骨性結(jié)合,即沒有骨傳導(dǎo)、骨整合作用;(2)彈性模量與自然骨組織的相差還較大?，F(xiàn)臨床應(yīng)用最多的Ti-6Al-4V合金的彈性模量為110MPa,與自然骨組織的10~40MPa相差甚多;(3)耐磨性能較差。由于鈦合金本身的低塑性剪切抗力和加工硬化性能,而引起粘著磨損和磨粒磨損產(chǎn)生大量磨屑,導(dǎo)致植入體的無菌松動,最終促使手術(shù)失敗;(4)耐腐蝕性能還需加強(qiáng)。雖然鈦合金表面上有一層穩(wěn)定而致密的氧化物鈍化層,但是在復(fù)雜的人體腐蝕介質(zhì)中,加上外力作用,納米級厚的鈍化膜很可能被剝落,導(dǎo)致有物質(zhì)釋放到人體組織中,從而產(chǎn)生毒性、炎癥、血栓等不良反應(yīng)。為了克服醫(yī)用鈦合金存在的上述問題,可從兩個(gè)方面入手:一是直接從材料本身著手,開發(fā)各種性能更為優(yōu)異的新型鈦合金,但是代價(jià)較大;二是從材料的表面改性入手,以提高其各種性能指標(biāo)。表面改性既能保留鈦合金本身的優(yōu)異品質(zhì),又能得到它所缺乏的生物活性等性能。所以,醫(yī)用鈦合金的表面改性研究,尤其是表面活化已成為近年來的研究熱點(diǎn)。2鈦合金陶瓷膜層醫(yī)用鈦合金是一種生物惰性金屬材料,和人體組織不能產(chǎn)生直接的化學(xué)結(jié)合,為了賦予鈦合金以生物活性,通常的做法是在鈦合金表面制備一層具有生物活性的陶瓷涂層或形成能夠誘導(dǎo)羥基磷灰石的膜層。陶瓷膜層主要有羥基磷灰石(HA)、氟磷灰石(FA)、β-磷酸三鈣(β-TCP),其中由于HA與人骨無機(jī)物具有相同的晶體結(jié)構(gòu)和化學(xué)成分,得到了廣泛研究。目前表面活化方法主要有:等離子噴涂法、溶膠-凝膠法、化學(xué)處理法、脈沖激光法、電化學(xué)沉積法、微弧氧化法。2.1氣體-氣體法等離子噴涂是現(xiàn)在臨床上研究較為成熟、應(yīng)用最多的方法,它是利用直流電弧放電,把經(jīng)高溫加熱的氬氣、氮?dú)獾入婋x成離子狀態(tài),再以高速噴出得到等離子射流,噴鍍材料為HA則以氣體為載體,吸入等離子射流中經(jīng)高溫熔融或半熔融后高速沖撞在底材表面上形成陶瓷涂層。該技術(shù)可以制備50~400μm不等的HA涂層,可對植入體進(jìn)行局部或整體涂層,并能控制涂層的氣孔率、表面形貌、粗糙度、化學(xué)成分、結(jié)晶度等涂層特性。雖然等離子噴涂法具有生產(chǎn)效率高、涂層均勻、厚度易控制、重復(fù)性好以及適合工業(yè)化生產(chǎn)等優(yōu)點(diǎn)。但等離子噴涂方法還有一些缺點(diǎn):噴涂過程中的高溫導(dǎo)致涂覆的羥基磷灰石部分變質(zhì)、與基板不能形成牢固的結(jié)合、在體液中容易發(fā)生降解等。2.2ha涂層的制備溶膠-凝膠法是將涂層物質(zhì)制成溶膠使其均勻涂覆于金屬的表面,由于溶劑的揮發(fā)和隨后的縮聚反應(yīng)而凝膠化。溶膠-凝膠制備HA涂層時(shí)主要有以下幾個(gè)步驟:(1)將硝酸鈣、磷酸三乙脂等前驅(qū)體溶解于水或有機(jī)溶劑中;(2)用磁攪拌器攪拌30~60min后,可得到透明的粘稠稀糊,即為HA溶膠;(3)陳化24h或更長時(shí)間后,采用浸蘸提拉法或離心甩膜法在鈦合金表面涂膜、烘干預(yù)燒,再涂膜、預(yù)燒,如此反復(fù)直至達(dá)到預(yù)定厚度;(4)燒結(jié)晶化,得到HA涂層。溶膠-凝膠法中使用的前驅(qū)體,不僅要考慮前驅(qū)體的化學(xué)活性、水解作用和縮聚作用等,前驅(qū)體的化學(xué)性質(zhì)也影響HA形成溫度,因而前驅(qū)體的選擇非常重要。文獻(xiàn)中所用的鈣鹽的前驅(qū)體基本上是硝酸鈣,而磷鹽較為復(fù)雜,主要有磷酸三乙脂、五氧化二磷、磷酸等。此種方法具有如下優(yōu)點(diǎn):非線性工藝,可以在形狀復(fù)雜的基板上制備厚度均勻的薄膜;薄膜的組成容易控制,可以制備組分均勻的薄膜;生成工藝簡單,容易控制,成本低。其缺點(diǎn)是涂層與基體的結(jié)合力較差,較難獲得無微觀缺陷的膜層,生產(chǎn)周期相對較長,僅適用于實(shí)驗(yàn)室小批量生產(chǎn)。2.3鈦及鈦合金的熱處理對鈦和鈦合金進(jìn)行化學(xué)處理從而使其具有生物活性的研究最系統(tǒng)和完善的是日本京都大學(xué)的Kokubo教授。Kokubo教授等采用堿熱處理法發(fā)表了一系列研究論文,把鈦及鈦合金浸泡在60℃的NaOH溶液中24h,然后在600℃的溫度下加熱處理1h,使該金屬具有生物活性。在最初的處理時(shí),在表面生成了含有OH-的水和二氧化鈦膜層,隨后的600℃的熱處理時(shí),此膜層作為非晶質(zhì)的鈦酸鈉而穩(wěn)定存在。經(jīng)過上述處理的鈦和鈦合金浸入模擬體液中時(shí)通過Na+和模擬體液的H3O+交換從金屬的表面溶出而形成TiOH基團(tuán),Ti-OH基團(tuán)能夠誘導(dǎo)羥基磷灰石成核。Ohtsuki等報(bào)道用雙氧水處理Ti可以使其具有生物活性。Wang等用H2O2/TaCl5溶液在80℃對純鈦化學(xué)處理,在鈦的表面生成了二氧化鈦凝膠,此凝膠為非晶態(tài)。在300℃和600℃之間進(jìn)行熱處理,此凝膠轉(zhuǎn)變?yōu)殇J鈦礦型二氧化鈦。將轉(zhuǎn)變?yōu)殇J鈦礦型二氧化鈦的鈦金屬浸在模擬體液中1天就發(fā)現(xiàn)有羥基磷灰石沉積在金屬的表面。Wen等首先用18wt%HCl和48wt%H2SO4對純鈦和Ti-6Al-4V進(jìn)行浸蝕30min,然后在140℃的0.2N的NaOH溶液處理5h,最后將經(jīng)過上述兩步處理的純鈦浸入過飽和的含有鈣和磷的溶液中([Na+]=136.8mM,[Cl-]=144.5mM,[K+]=3.71mM,[Ca2+]=3.10mM,[HPO42-]=1.86mM)2天,就有20μm厚的羥基磷灰石沉積在純鈦的表面。而沒有或只經(jīng)一步處理的純鈦在相同的上述溶液中浸入2周也沒有羥基磷灰石沉積。2.4ca/p比沉積羥基磷灰石Cotell等于1992創(chuàng)立了利用脈沖激光沉積法PLD(Pulsedlaserdeposition)制備羥基磷灰石薄膜。由這種方法制備的羥基磷灰石其結(jié)晶度和Ca/P比可以通過調(diào)節(jié)基板溫度、氣氛的種類和壓力等工藝參數(shù)來控制。目前該方法主要集中在以Ti及Ti-6Al-4V為基板沉積羥基磷灰石薄膜。此沉積技術(shù)的缺點(diǎn)是基板與羥基磷灰石結(jié)合強(qiáng)度不高。Fernandez-Pradas等認(rèn)為其原因是基板在比較高的溫度(450~600℃)和水蒸氣及氧的氣氛下,Ti及Ti-6Al-4V合金在沉積羥基磷灰石之前已經(jīng)發(fā)生氧化作用。NeleaV等在室溫下用低壓汞燈輔助照射來沉積羥基磷灰石,然后進(jìn)行后續(xù)的熱處理,結(jié)果發(fā)現(xiàn)此薄膜與基板的結(jié)合強(qiáng)度明顯提高。2.5羥基磷灰石的沉積電化學(xué)結(jié)晶沉積法是在含有鈣和磷的電解液中,以鈦和鈦合金為陰極進(jìn)行電解。ShirkhanzadehM把羥基磷灰石粉末溶解在NaCl溶液,并加入鹽酸把溶液pH值調(diào)到4.4,以Ti-6Al-4V合金為陰極進(jìn)行電解,電解完畢后把試樣在真空下在300~800℃之間進(jìn)行熱處理。結(jié)果發(fā)現(xiàn),50μm厚的羥基磷灰石晶體沉積在Ti-6Al-4V合金上。此后,有很多研究者利用這種方法在Ti及Ti-6Al-4V合金上沉積羥基磷灰石。電泳沉積法和電化學(xué)結(jié)晶沉積法可以在形狀復(fù)雜和多孔的表面沉積羥基磷灰石,而且膜層厚度可以從不足1μm到500μm以上,其厚度和表面形貌容易控制。影響電泳沉積的工藝因素較多,Zhitomirsky用該技術(shù)在Ti-6Al-4V合金基板上沉積了羥基磷灰石,發(fā)現(xiàn)羥基磷灰石的制備條件、電場、攪拌對溶液的穩(wěn)定性和羥基磷灰石的表面形貌有很大影響。2.6類骨磷灰石的制備微弧氧化就是將Al、Mg、Ti、Ta、Zr、Nb等閥金屬或其合金置于電解質(zhì)水溶液中,利用電化學(xué)方法,在該材料的表面微孔中產(chǎn)生火花放電斑點(diǎn),在熱化學(xué)、等離子體化學(xué)和電化學(xué)的共同作用下,生成陶瓷膜的方法。近幾年來,利用微弧氧化技術(shù)對Ti及Ti合金的表面改性的報(bào)道不斷增多,顯示了廣闊的應(yīng)用前景。Huang等利用直流電源在0.2M乙酸鈣和0.04M的β-甘油磷酸鈉中對Ti進(jìn)行微弧氧化處理,得到了TiO2和CaTiO3涂層,再經(jīng)浸入SBF溶液得到類骨磷灰石。劉福等用直流電源在β-甘油磷酸鈉(β-GP)和醋酸鈣(CA)以及甘油磷酸鈣(Ca-GP)和醋酸鈣(CA)電解液中對Ti及Ti-6Al-4V合金進(jìn)行微弧氧化,形成富含Ca和P的陶瓷涂層,通過后續(xù)水熱處理得到了HA/TiO2復(fù)合陶瓷涂層。涂層與基體的結(jié)合力能達(dá)到25MPa,此結(jié)合強(qiáng)度已能滿足臨床要求。Sun等在0.2M的乙酸鈣和0.02M的β-甘油磷酸鈉溶液中對Ti-6Al-4V進(jìn)行微弧氧化,直接形成了HA/TiO2涂層。研究表明,欲通過微弧氧化直接形成HA,電壓和時(shí)間是兩個(gè)關(guān)鍵的因素,涂層中的HA和β-Ca3(PO4)2是由微弧氧化過程中形成的缺Ca羥基磷灰石連續(xù)分解而形成的。Chen等在0.13M的乙酸鈣和0.06M的磷酸二氫納溶液中對Ti進(jìn)行微弧氧化處理得到了含有HA厚度為20μm左右的氧化膜涂層。通過EDS分析,表面膜層的Ca/P為1.63,而界面的只有0.51。Ni等在不同濃度的乙酸鈣和磷酸二氫納溶液中對Ti進(jìn)行微弧氧化處理得到了含有HA氧化膜涂層。研究發(fā)現(xiàn),隨著濃度的增大,膜層中Ca、P含量增加,表面孔徑減小,HA的X射線衍射峰變強(qiáng);隨著時(shí)間的延長,Ca、P含量變化不大,表面孔徑減小,而HA到30min后已成為主晶相。由此可說明,電解液濃度和處理時(shí)間對形成HA都是較為關(guān)鍵的因素。3鈦合金在微弧氧化過程中的應(yīng)用作為硬組織替代材料,Ti-6Al-4V