1、前 言
隨著社會(huì)的發(fā)展, 老年人口和骨科疾病患者對(duì)可植入生物醫(yī)用材料的需求量日益增加研究者們對(duì)具有生物相容性可植入人體。的過(guò)骨去科幾材十料年開(kāi)間展,了廣泛的研究。其中, 鈦及鈦合金由于其優(yōu)良的生物相容性[3] , 以及與其他金屬材料相比具有的無(wú)磁性、 高耐蝕性、 高強(qiáng)度-模量比[4-7] 等特點(diǎn), 成為骨科植入材料的研究熱點(diǎn)。但由于 Ti 及TiO2 是生物惰性的, 未經(jīng)處理的表面通常表現(xiàn)出較差的細(xì)胞粘附性 , 因此為了激發(fā)鈦合金材料的生物活性, 需要對(duì)其進(jìn)行表面改性處理。
本文對(duì)生物醫(yī)用鈦合金的發(fā)展過(guò)程進(jìn)行了總結(jié), 并重點(diǎn)介紹了生物醫(yī)用鈦合金常見(jiàn)的幾種表面改性涂層的研究進(jìn)展, 同時(shí)也對(duì)其未來(lái)相關(guān)研究進(jìn)行了展望, 以期為后續(xù)研究提供借鑒與思路。
2、醫(yī)用鈦合金發(fā)展概述
20 世紀(jì) 40 年代, 純鈦開(kāi)始作為生物材料受到關(guān)注。20 世紀(jì) 60 年代, Branemark 將純鈦?zhàn)鳛榭谇恢踩氩牧虾?純鈦開(kāi)始部分取代不銹鋼和 CoCr 合金作為生物植入材料, 與此同時(shí), 醫(yī)用鈦合金也被研究開(kāi)發(fā)。隨著研究的深入, 鈦合金由第一代 α 型鈦合金逐漸向耐腐蝕性能和強(qiáng)度更加優(yōu)異的第二代 α+β 型鈦合金發(fā)展, 其中的代表性合金有 Ti-6Al-4V、 Ti-5Al-2.5Fe、 Ti-6Al-7Nb。但第二代鈦合金的彈性模量相對(duì)人骨彈性模量(0.2 ~ 32GPa)仍比較高, 植入物與骨組織的彈性模量不匹配時(shí), 應(yīng)力將被彈性模量更高的植入物吸收, 造成骨骼萎縮, 產(chǎn)生應(yīng)力屏蔽, 導(dǎo)致植入物松動(dòng) 。因此當(dāng)前醫(yī)用鈦合金研發(fā)以彈性模量更加接近于人體骨骼的第三代亞穩(wěn) β 型和β 型為主。該型鈦合金在合金元素的選用上還避免了對(duì)人體有害的或致敏的元素。目前, 低彈性模量的β型鈦合金已開(kāi)發(fā) 20 余種, 其中大多具有生物相容性。如日本采用 d-電子合金理論設(shè)計(jì)開(kāi)發(fā)了Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr(TNTZ)鈦合金, 其彈性模量低至 50 GPa, 生物活性優(yōu)異, 在人體模擬液( simulatedbody fluid, SBF) 中浸泡后能夠在 其 表 面 檢 測(cè) 出 磷 和 鈣 元 素 ( 磷 酸 鈣 的 組 成 元素) ; 中國(guó)科學(xué)院金屬研究所開(kāi)發(fā)了新型 Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn 合金(Ti2448), 其彈性模量?jī)H為 45GPa, 強(qiáng)度達(dá) 850 MPa,表面保護(hù)性鈍化膜的生成可使其具有較高的耐腐蝕性。
在逐漸找到醫(yī)用鈦合金植入材料彈性模量過(guò)高問(wèn)題的解決途徑后, 研究者將目光集中在了鈦合金對(duì)細(xì)胞增殖分化的影響上。在植入早期階段, Ti 和TiO2 表面骨整合能力弱, 會(huì)導(dǎo)致成骨細(xì)胞分化不良, 造成植入體周?chē)纬衫w維組織 , 進(jìn)而造成植入物松動(dòng)并由于摩擦等情 況 引 發(fā) 炎 癥。另 一 方 面, 目 前 商 業(yè) 應(yīng) 用 成 熟 的Ti-6Al-4V 植入物在體液中易釋放對(duì)人體有毒害作用的 Al離子和 V 離子。因此, 為了增加鈦合金植入物的生物活性, 阻礙植入物中有毒害離子的釋放, 對(duì)鈦合金進(jìn)行表面改性成為醫(yī)用鈦合金的研究熱點(diǎn)。目前, 醫(yī)用鈦合金表面改性主要是通過(guò)在合金表面沉積相容性涂層或直接改變表面結(jié)構(gòu)與成分, 從而提高生物相容性、 耐蝕性、 抗菌性、 細(xì)胞分化等骨整合能力。
3、骨植入醫(yī)用鈦合金表面改性涂層
研究表明, 影響植入材料生物相容性以及骨整合能力的重要因素主要包括材料表面潤(rùn)濕性、 粗糙度、 成分以及晶體類(lèi)型等。體液環(huán)境中, 植入材料表面潤(rùn)濕性好時(shí), 蛋白質(zhì)容易吸附, 更利于細(xì)胞粘附, 此外,特定的表面形貌更有利于細(xì)胞分化生長(zhǎng)。作為醫(yī)用鈦合金表面改性的重要方法, 在合金表面構(gòu)建合適的改性涂層,可以在保持合金耐腐蝕性能、 力學(xué)性能的情況下對(duì)合金表面結(jié)構(gòu)、 表面成分、 潤(rùn)濕性等予以調(diào)整, 從而實(shí)現(xiàn)相容性和骨整合能力的提升。目前, 骨植入醫(yī)用鈦合金表面改性涂層常見(jiàn)的主要包括羥基磷灰石( hydroxyapatite,HA)涂層、殼聚糖涂層 、TiO2 納米管陣列涂層,其中TiO2 納米管陣列由于是原位自生長(zhǎng)的多孔結(jié)構(gòu)涂層,往往能與其它涂層進(jìn)行復(fù)合, 達(dá)到更好的功能性。
3.1羥基磷灰石涂層
HA 作為人體骨骼主要的無(wú)機(jī)成分, 具有良好的生物相容性, 能夠起到骨傳導(dǎo)與骨誘導(dǎo)的作用。HA 與體液接觸時(shí), 表面離子可以與水溶液中的離子發(fā)生交換作用, 膠原蛋白和蛋白質(zhì)等分子或離子可以吸附在它們的表面上, 以產(chǎn)生生物膜和涂層。純HA 的機(jī)械性能差, 不太適用于承重環(huán)境中,但通過(guò)在其他植入物表面制備HA涂層進(jìn)行復(fù)合可以解決這個(gè)問(wèn)題。HA涂層不僅可以使骨骼/ 植入物界面處實(shí)現(xiàn)緊密的化學(xué)鍵結(jié)合, 而且還可以充當(dāng)體液與金屬植入物之間的屏障 。HA 涂層的改性效果與其制備方法和制備工藝密切相關(guān), 不同方法制備的 HA 涂層與基體的結(jié)合強(qiáng)度、 結(jié)晶度、 致密度等均存在差異。HA 涂層與基體的結(jié)合強(qiáng)度是決定改性效果的關(guān)鍵因素之一, 低的結(jié)合強(qiáng)度易導(dǎo)致改性失效,HA涂層的剝落可能會(huì)造成發(fā)炎等問(wèn)題。相關(guān)研究表明,磁控濺射法制備的HA涂層粘附強(qiáng)度可達(dá) 80 MPa, 高于熱等靜壓、 脈沖激光沉積、 等離子噴涂和溶膠-凝膠法制備涂層的結(jié)合強(qiáng)度(分別約為 14, 16,25 和 26MP)。目前, 制備 HA 涂層采用較多的方法為等離子噴涂法和電泳沉積法, 電泳沉積法能涂覆形狀較為復(fù)雜的基體, 但其結(jié)合強(qiáng)度較低 。對(duì)熱噴涂法制備的 HA 涂層進(jìn)行退火處理后, 涂層的結(jié)合強(qiáng)度明顯提升, 這是由于熱處理減少了殘余應(yīng)力 。此外, 通過(guò)各種預(yù)處理技術(shù), 如電子束刻蝕、 微球噴砂、 酸蝕刻和砂紙研磨等方法使鈦合金表面粗糙化, 或者在 HA 涂層與鈦合金基體之間沉積過(guò)渡層, 均可以提高 HA 涂層的粘附強(qiáng)度。
HA涂層自身特性, 如微觀結(jié)構(gòu)、 HA 晶粒尺寸、 與基體結(jié)合強(qiáng)度等對(duì)植入材料的生物相容性都有一定影響。HA 涂層結(jié)晶度差異會(huì)對(duì)細(xì)胞行為產(chǎn)生影響, 與高度結(jié)晶 HA 涂層相比, 低結(jié)晶 HA 涂層表現(xiàn)出較低的成骨細(xì)胞增殖速率。研究發(fā)現(xiàn), 不同結(jié)晶度的 HA納米涂層和微米涂層顯示出不同的溶解和再沉淀特性 ,無(wú)定型HA在體內(nèi)表現(xiàn)出高的溶解度,據(jù)推測(cè)早期骨骼形成動(dòng)力學(xué)與 HA 涂層的溶解度有關(guān)[38]。通過(guò)退火或在高溫(700~800 ℃ )下沉積可以實(shí)現(xiàn)對(duì) HA 涂層晶化程度的控制, 退火過(guò)程將部分非晶涂層轉(zhuǎn)變?yōu)榻Y(jié)晶涂層, 獲得具有一定結(jié)晶度的結(jié)晶結(jié)構(gòu)或離子取代的 HA 涂層。與片狀 HA 涂層相比, 針狀結(jié)構(gòu)涂層致密均勻, 并且針狀結(jié)構(gòu)涂層提供了更多與周?chē)后w的接觸區(qū)域, 因此更適合磷灰石的沉積[39] 。HA 涂層微觀結(jié)構(gòu)還可以通過(guò)加溫?zé)Y(jié)改變[40] , Dikici 等[41]發(fā)現(xiàn)在高于1050℃燒結(jié)時(shí)HA分解為磷酸三鈣 ( tricalciumphosphate, TCP ), 1400 ℃ 燒結(jié)時(shí)HA 完全分解; 涂層的孔隙率隨著燒結(jié)溫度的上升而升高。Hulbert 等[42]研究表明, 多孔結(jié)構(gòu)要使新的骨組織向內(nèi)生長(zhǎng)并為體液循環(huán)提供空間需要具有約 100 μm 的最小互連孔徑, 他們發(fā)現(xiàn)較小的孔徑允許滲透組織的不完全礦化。對(duì)于 HA 涂層而言, 完全致密的 HA 涂層并不利于細(xì)胞增殖分化, 其誘導(dǎo)骨形成能力有限, 主要用作骨形成支架[43] 。與微米尺寸的 HA 相比, 納米尺寸的 HA 具有超細(xì)的結(jié)構(gòu)和較高的表面活性。納米 HA 類(lèi)似于人類(lèi)硬組織骨骼紋理中發(fā)現(xiàn)的礦物質(zhì), 并具有相似的化學(xué)和晶體學(xué)結(jié)構(gòu), 與微米 HA 相比, 納米 HA 更能改善細(xì)胞增殖和分化[44] 。
3.2 摻雜羥基磷灰石涂層
人工合成 HA 的 Ca 和 P 化學(xué)計(jì)量數(shù)比為 1.67, 但生物磷灰石本質(zhì)上是非化學(xué)計(jì)量的, 它由小晶體組成, 其特征在于結(jié)晶度差, 并且相對(duì)于化學(xué)計(jì)量的 HA 具有相對(duì)高的溶解度[45] 。為提高涂層抗菌、 誘導(dǎo)分化等能力,基于生物 HA 結(jié)構(gòu), 對(duì)人工合成的HA進(jìn)行離子摻雜是表面改性的重要研究方向。將 Mg2+,Zn2+,Sr2+ ,Ag+,Zr4+和 F-等具有生物功能的離子作為摻雜劑, 不僅能夠改變沉積 HA 的 Ca 和 P 化學(xué)計(jì)量數(shù)比、 調(diào)整晶體結(jié)構(gòu)、 提升涂層穩(wěn)定性等, 還可以吸附在晶體表面改善潤(rùn)濕性, 達(dá)到提高植入物生物活性的效果。
HA 涂層的摻雜可分為單元素?fù)诫s和多元素?fù)诫s。在單元素?fù)诫s中, Sr 元素?fù)诫s被廣泛研究, Sr 可以作為藥物治療骨質(zhì)疏松癥, 隨著 Sr 的增加, 破骨細(xì)胞增殖減小, 此外, Sr 還能夠提高 HA 的力學(xué)性能。Boyd等通過(guò)磁控濺射法將 Sr-HA 涂層沉積在硅表面上, 隨著 Sr 摻雜量從 5%增加到 13%(質(zhì)量分?jǐn)?shù)), 涂層表面粗糙度逐漸增加, 提高了對(duì)細(xì)胞的附著力。F- 可以通過(guò)產(chǎn)生較低的表面電勢(shì)使細(xì)胞附著變得有利, 另一方面實(shí)驗(yàn)表明 F-的摻雜使HA的抗溶解性增加。向HA結(jié)構(gòu)中摻雜 Mg2+可顯著增加涂層的比表面積,Mg元素對(duì)HA的結(jié)晶具有一定抑制作用,這有利于另一種生物相容物質(zhì)β 型磷酸三鈣(β-TCP)相的形。多種離子共摻雜能夠結(jié)合單離子摻雜的優(yōu)勢(shì),多種元素的共摻雜協(xié)同作用更加明顯,因此, 為提升HA涂層性能, 通常對(duì)其進(jìn)行多種離子共摻雜。Samani 等利用溶膠-凝膠法制備了 Zn / Ag 共摻雜的 HA 涂層, 發(fā)現(xiàn)1.5%Zn-0.6%Ag(質(zhì)量分?jǐn)?shù))共摻雜樣品在所有共摻雜樣品中具有最小的菌落數(shù), 共摻雜樣品表現(xiàn)出比 2.5% Zn單摻雜HA和1.5%Ag 單摻雜HA更好的抗菌結(jié)果。Qiao等利用電沉積法制備了Si-Sr-Ag共摻雜HA/TiO2涂層, 摻雜的 Sr 和 Si 離子增強(qiáng)了與成骨相關(guān)基因的表達(dá)水平, 并成功抵消了 Ag 離子潛在的細(xì)胞毒性。共摻雜涂層的生物學(xué)特性優(yōu)于 HA 和 Ag-HA 涂層, 其抗菌功效與Ag-HA 涂層相當(dāng), 特定高含量的 Si 和 Sr 離子能夠促進(jìn)細(xì)胞和骨組織的良好增殖和再生, 提高了細(xì)胞粘附性。含Si 的 HA 具有更高的吸收速率,并存在促進(jìn)成骨細(xì)胞附著的大量活性基團(tuán)。Zhang 等利用電化學(xué)沉積法制備SiC 納米顆粒增強(qiáng)的 Na 和 F 共摻雜 HA 涂層, Na+ 替代HA中的Ca2+ 可以促進(jìn)細(xì)胞附著和骨骼代謝;HA中的OH-被F-替代可以增加結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性,刺激細(xì)胞外基質(zhì)形成并增強(qiáng)骨結(jié)合, 因此, 共同摻雜 Na 和 F 的 HA 涂層可以表現(xiàn)出優(yōu)異的生物學(xué)特性。大量研究表明, 離子摻雜HA 的抗菌效果在很大程度上取決于摻雜元素的濃度以及摻雜劑本身的性質(zhì)[30] , 多種離子共摻雜比單一離子摻雜表現(xiàn)出更好的抗菌和骨整合效果。
目前, 采用稀土元素如 La, Ce, Nd, Gd 等離子摻雜相關(guān)文獻(xiàn)較少。La3+摻雜后的 HA 涂層溶解度低, 且涂層力學(xué)性能提高[55] ;為提高HA涂層的抗菌性和耐磨性,Aditi等[56]利用等離子噴涂技術(shù)在鈦合金HA涂層中添加了 CeO2 、 Ag 以及碳納米管, 結(jié)果發(fā)現(xiàn)涂層磨損常數(shù)和剪切應(yīng)力都大幅度降低, 抗菌性良好。
3.3 殼聚糖涂層
除了HA一類(lèi)的生物陶瓷被用作鈦合金植入物表面涂層, 殼聚糖作為一種天然有機(jī)化合物,因具有良好的生物相容性、 抗菌性以及對(duì)細(xì)胞增殖分化的促進(jìn)作用, 也常常被用作鈦合金植入物表面改性涂層。殼聚糖還具有較好的吸附性能, 可在體內(nèi)生物降解, 無(wú)毒害作用, 且能夠與 HA 等其他物質(zhì)復(fù)合作為藥物載體。通過(guò)控制殼聚糖涂層的厚度可以來(lái)調(diào)控藥物的局部濃度,以便治療術(shù)后感染、 炎癥而使植入物達(dá)到更好的骨整合。殼聚糖能與帶負(fù)電荷的細(xì)菌細(xì)胞相互作用, 從而達(dá)到抗菌作用, 減少植入失敗的風(fēng)險(xiǎn)。雖然其相比一些金屬離子抗菌性稍低, 但對(duì)人體更加安全。殼聚糖的抗菌機(jī)理主要是利用其官能團(tuán)(氨基)和正電特性與細(xì)菌膜發(fā)生反應(yīng), 抑制細(xì)菌生長(zhǎng), 不同分子量的殼聚糖的抗菌性不盡相同, 低分子量殼聚糖的親水性比高分子量殼聚糖高。鄭連英等發(fā)現(xiàn)當(dāng)殼聚糖分子量在 300 000 以下時(shí), 其對(duì)大腸桿菌和金黃色葡萄球菌的抗菌作用隨分子量變化相反, 分子量越小, 對(duì)大腸桿菌抗菌作用越明顯, 對(duì)金黃色葡萄球菌作用隨之減弱。Kiroshka 等研究了殼聚糖-幾丁質(zhì)納米涂層對(duì)大鼠骨細(xì)胞的影響, 發(fā)現(xiàn)涂層孔隙率和孔徑分布都與殼聚糖的分子量有關(guān), 并且分子量還影響細(xì)胞生長(zhǎng)增殖的骨架結(jié)構(gòu);在其研究中, 重均分子量(MW)為 160 000 的殼聚糖涂層孔隙率高、 溶脹率低, 細(xì)胞擴(kuò)散較好。殼聚糖涂層中存在大量的—OH, 且?guī)д? 能夠加速 PO4 3-的沉積, 因此能夠誘導(dǎo)體內(nèi) HA 形成, 枝接殼聚糖涂層后的基體親水性提高, 在 SBF 中經(jīng)過(guò)仿生沉積能夠形成完整的HA 涂層, 與未枝接試樣(鈦試樣)的沉積量有明顯差異 。由于殼聚糖難以與植入物形成化學(xué)結(jié)合, 為提高其在鈦合金表面的粘合強(qiáng)度, 研究者們開(kāi)展了進(jìn)一步探究。
Egemen 等在經(jīng)過(guò)噴砂處理后的 Ti-6Al-4V 上電泳沉積了殼聚糖, 研究發(fā)現(xiàn), 噴砂后的基體形貌影響殼聚糖涂層的粗糙度; 且隨著電壓的上升, 沉積量增加。Jugowiec等向殼聚糖膠體中加入 HA 納米粉和納米顆粒, 再將其在 Ti-13Nb-13Zr 合金表面電泳沉積, 研究發(fā)現(xiàn)納米顆粒的加入使得沉積的殼聚糖厚度更厚, 與鈦基材料的結(jié)合強(qiáng)度更優(yōu), 且提高了材料的耐腐蝕性能和生物相容性。Zhang 等利用堿處理鈦表面后, 再將其依次在肝素鈉和羧甲基殼聚糖溶液中浸泡, 由于堿處理后的鈦表面存在大量—OH, 其粗糙表面能與殼聚糖緊密結(jié)合, 試樣親水性優(yōu)異, 水接觸角僅為 8°。殼聚糖涂層雖然具有好的生物相容性, 但其力學(xué)性能相對(duì)較差, 填補(bǔ)殼聚糖力學(xué)性能上的不足是其發(fā)展的關(guān)鍵。
3.4 鈦合金表面原位生長(zhǎng)TiO2 納米管陣列涂層
TiO2 納米管結(jié)構(gòu)可阻止金屬離子(如 Al, V 等)的釋放, 緩解植入反應(yīng), 表現(xiàn)出比TiO2 塊體材料更好的耐腐蝕性能以及生物相容性。因此, 在鈦合金表面合成TiO2納米管陣列涂層成為改善其醫(yī)用性能的另一有效措施。陽(yáng)極氧化法常被用于在鈦基材料表面制備TiO2 納米管陣列, 從而形成具有近似骨骼多孔結(jié)構(gòu)的TiO2 涂層, 通過(guò)改變陽(yáng)極氧化電壓和時(shí)長(zhǎng)能夠?qū)iO2 納米管陣列的管長(zhǎng)及管徑進(jìn)行調(diào)控。采用陽(yáng)極氧化法制備的TiO2納米管陣列為不定型態(tài), 經(jīng)過(guò)退火, 陣列可由不定型態(tài)轉(zhuǎn)變?yōu)殇J鈦礦相或金紅石相, 在 300 ~ 500 ℃ 退火后一般呈銳鈦礦相 , 600 ℃ 退火后逐漸轉(zhuǎn)變?yōu)榻鸺t石相。表面結(jié)晶度的增加降低了退火樣品的水接觸角, 這讓納米管陣列表現(xiàn)出高的表面潤(rùn)濕性,使得蛋白質(zhì)吸附以及細(xì)胞粘附更加容易,納米管和晶體結(jié)構(gòu)的協(xié)同作用加速了 HA 的沉積。有研究表明, 銳鈦礦相表現(xiàn)出的誘導(dǎo)細(xì)胞分化或細(xì)胞增殖性能優(yōu)于金紅石相, 銳鈦礦相上更容易沉積 HA。此外, Yu 等發(fā)現(xiàn)直徑相對(duì)較小的TiO2 納米管更有利于成骨細(xì)胞的粘附和增殖; 而直徑相對(duì)較大的TiO2 納米管表現(xiàn)出更好的成骨分化能力, 大納米管在細(xì)胞模擬氧化應(yīng)激處理后擁有更出色的成骨潛力。當(dāng)陽(yáng)極氧化電壓在一定范圍內(nèi)變化時(shí), 隨著電壓的上升,納米管長(zhǎng)度、 管徑增加; 隨著氧化時(shí)長(zhǎng)的增加, 試樣表面粗糙度上升, 水接觸角也隨之變小。Ti-6Al-4V 合金是應(yīng)用相對(duì)較多的生物醫(yī)用材料, 其由 α+β 相組成, 在陽(yáng)極氧化過(guò)程中兩相的溶解速度不同,納米管管長(zhǎng)在不同相區(qū)域存在差異。
Mansoorianfar等[75]利用二次陽(yáng)極氧化于50~75V的電壓條件下在Ti-6Al-4V合金上成功制備了均勻性良好的TiO2 納米管陣列, 其形貌如圖 1 所示, 納米管的平均管長(zhǎng)和管徑隨著電壓的增大而上升。研究發(fā)現(xiàn), 在 60 V 電壓下制備的試樣顯示出最佳的細(xì)胞活性, 圖 2 為在各試樣上培養(yǎng)的 MG63 骨髓基質(zhì)細(xì)胞的二苯基四氧唑溴鹽(MTT)分析。在低彈性模量的生物鈦合金上制備TiO2 納米管陣列層, 既保證了對(duì)植入材料力學(xué)性的要求,也提高了其生物相容性。Li 等[76]在Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448)鈦合金表 面 制 備 了TiO2 納 米 管 陣 列 層, 納 米 管-Ti2448(NTi2448)對(duì)比純 Ti、 納米管-Ti(NT)和 Ti2448, 表現(xiàn)出更高的潤(rùn)濕性、 耐腐蝕性、 細(xì)胞相容性以及骨整合能力。
低彈性模量鈦合金中由于加入了 Nb, Zr 等元素, 陽(yáng)極氧化后形成的氧化膜提高了其耐腐蝕性能, 此外合金元素的加入使得納米管陣列的有序性降低, 管徑大小存在差異, 也有研究表明有序度低的陣列表現(xiàn)出更好的相容性。目前, 利用陽(yáng)極氧化法表面改性鈦基材料主要集中在純鈦和 Ti-6Al-4V 合金的研究上, 研究者們探究了鈦基植入物表面制備的TiO2 納米管陣列形貌、 成分、 晶體結(jié)構(gòu)等與表面粗糙度、 潤(rùn)濕性、 細(xì)胞增殖分化之間的關(guān)系。而新型醫(yī)用鈦合金的合金元素對(duì)陽(yáng)極氧化法制備納米管陣列涂層的形貌影響所獲關(guān)注并不多。
3.5 基于TiO2 納米管陣列涂層的表面改性
對(duì)于鈦合金的表面改性, 研究者們往往會(huì)綜合多種技術(shù)手段, 根據(jù)特定要求進(jìn)行設(shè)計(jì)。多種改性方法的結(jié)合極大程度上對(duì)各改性手段的優(yōu)點(diǎn)進(jìn)行了整合, 改性效果也在不斷優(yōu)化。
為提高植入物的耐磨性能, 以往利用磁控濺射等方法在植入物表面制備 TiN 層, 但基于TiO2 納米管, 可以通過(guò)對(duì)TiO2 納米管持續(xù)還原氮化得到 TiN 納米管陣列涂層, 這樣既保證了多孔結(jié)構(gòu)滿足生物相容性的要求,同時(shí)也提高了其耐磨性能。TiO2 納米管陣列比表面積大, 利用TiO2 納米管陣列作為過(guò)渡層能夠增加 HA 涂層的粘合強(qiáng)度并改善 HA 涂層的沉積量。Lin 等通過(guò)真空鈣化和水熱處理在納米管表面形成鈦酸鈣(CaTiO3 ), 為 HA 提供了形核點(diǎn), 實(shí)現(xiàn)了 納 米 HA 涂 層 和TiO2 基 體 之 間 的 化 學(xué) 鍵 合。Fathyunes 等利用超聲輔助電沉積在TiO2 納米管上制備了氧化石墨烯-HA 涂層, 石墨烯提高了 HA 涂層的力學(xué)性能, 且石墨烯本身是生物相容的, 之前有研究表明石墨烯能夠誘導(dǎo)干細(xì)胞分化, 有刺激成骨細(xì)胞的作用。TiO2 納米管陣列涂層在負(fù)載離子、 緩釋藥物上也體現(xiàn)出獨(dú)特的優(yōu)勢(shì)。目前,TiO2 納米管陣列涂層已經(jīng)開(kāi)始作為負(fù)載離子或抗菌消炎藥物的多孔結(jié)構(gòu)涂層 ,通過(guò)改變溫度、 pH 值等條件達(dá)到藥物智能釋放的作用 。TiO2 納米管陣列負(fù)載 Ag, Cu, Sr 等離子可以作為生物體內(nèi)持續(xù)緩慢釋放的抗菌劑。陳毅等[84] 利用磁控濺射法制備出 TiAg 薄膜后利用陽(yáng)極氧化法制備出負(fù)載 Ag 的TiO2納米管陣列, 又采取水熱法負(fù)載了 SrTiO3 , 負(fù)載離子的試樣在 60 d 后仍表現(xiàn)出良好的抗菌性及骨誘導(dǎo)能力。此外,TiO2 納米管常用來(lái)作為抗菌藥物的容器, 以便達(dá)到智能緩釋藥物的作用, 但通過(guò)控制納米管的長(zhǎng)度和管徑來(lái)控制藥物釋放的速度有一定局限性, 因此往往在裝載藥物的納米管陣列上采用生物聚合物封裝, 防止藥物爆發(fā)釋放。Zhong 等在負(fù)載諾氟沙星的TiO2 納米管陣列上涂覆了聚甲基 丙 烯 酸, 其 表 現(xiàn) 出 較小的突釋量(34.4%)和較長(zhǎng)的持續(xù)釋放時(shí)間。Aw 等提出的采用納米管負(fù)載載有藥物的聚合物膠束以及采用殼聚糖等生物聚合物涂層包覆TiO2 納米管表面的方法, 也使得TiO2納米管的抗菌消炎等功能性提升。另一方面, 有研究者通過(guò)改變納米管管壁的粗糙度來(lái)改善載藥量以及釋放速度, 對(duì)親、 疏水性藥物都同樣適用[88] 。基于當(dāng)前TiO2 納米管陣列涂層的改性作用, 在鈦合金植入物表面制備TiO2 納米管陣列涂層在未來(lái)有望成為醫(yī)用鈦合金改性的基礎(chǔ)步驟。
4、結(jié)語(yǔ)
至今, 研究者在新型醫(yī)用鈦合金設(shè)計(jì)和醫(yī)用鈦合金生物相容性提升方面均進(jìn)行了大量嘗試, 新開(kāi)發(fā)的醫(yī)用鈦合金彈性模量日益接近人體骨組織的彈性模量值, 在鈦合金表面構(gòu)建改性涂層使得合金的生物相容性、 骨整合能力、 抗菌性等也得到了較大提升, 但以下幾方面研究仍需深入和加強(qiáng): ① 目前在鈦合金表面制備TiO2 納米管陣列大多數(shù)仍是基于彈性模量較高的 Ti-6Al-4V, 對(duì)于新型 β 鈦合金中合金元素對(duì)納米管形貌和有序度的影響的研究有必要更加深入; ② 生物相容性涂層與鈦合金基體結(jié)合力的進(jìn)一步提升; ③ 在表面改性涂層中, 離子摻雜對(duì)涂層形貌影響及對(duì)細(xì)胞分化影響研究。
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