Ti及钛合金具有低密度、高比强度、较好的耐蚀性、抗疲劳性和生物相容性,被认为是目前最有吸引力的生物金属材料之一,早已成为骨植入和牙齿修复领域的临床首选材料。人骨的弹性模量为0.3~30 GPa^[1],Ti和钛合金的弹性模量为50~114 GPa^[1],弹性模量的不匹配导致载荷不能由植入体很好地传递到相邻的骨组织,产生“应力屏蔽”现象,引起植入体的松动甚至手术失败。另外,金属植入物与人体骨组织之间为简单的机械结合,结合能力较弱,影响植入物的使用寿命。可见,研发一种力学性能与骨组织匹配并能促进骨组织生长愈合的新型医用材料具有非常重要的意义。因此,多孔Ti植入物即Ti或钛合金中引入孔隙形成的多孔结构越来越引起了更多研究者的关注。

多孔Ti与钛合金具有三维连通的开放孔隙结构,通过孔隙率、孔隙直径等参数的调整可以使其弹性模量与自然骨更为接近,尽量避免“应力屏蔽”现象的发生^[2],使之应用于人体骨胳植入物、髋关节置换术等领域具有更多优势;另外,多孔Ti与钛合金独特的孔隙结构有利于体液和营养物质的输运,粗糙的表面有利于新生骨组织向植入物内部的分化和生长,促进孔隙内部骨组织的快速形成及与外部骨组织的有效链接,骨组织与植入物之间以骨键合的形式提高结合强度^[3~5]。因此,多孔Ti和钛合金被认为是目前最有应用前景的生物医用材料之一,众多学者针对多孔Ti及钛合金的制备方法和表面处理做了大量的研究工作^[6~8]。

文献^[9]报道了分别在Ti-xHA (hydroxyapatite) (x=5%、10%、30%、40%,质量分数)材料表面用脉冲烧结法成功制备出多孔结构。结果表明,脉冲烧结制备的Ti-xHA材料多孔表面主要成分为Ti和HA,此外还有Ti₂O、CaO、CaTiO₃、Ti_xP_y等成分;较高浓度的浸提液H₃PO₄对试样表面的影响也较大;当x大于30% 时,材料表面也形成了多孔的微观结构,但Ti和HA的相对密度和硬度都较低。文献^[10]报道了用TiH₂悬浮液真空发泡法成功制备较高孔隙率的多孔Ti支架。研究表明,2组不同条件下处理的多孔Ti都具有分布均一、形状规则的孔隙结构;真空热处理的多孔Ti具有较高的孔隙率((82±1.3)%)和较大的孔径((150±65) μm), 但压缩强度较低,约为(8.9±1.6) MPa。文献^[11]报道了用选择性激光熔覆法制备开孔的多孔Ti-6Al-4V,可用于替代人体皮质骨和松质骨。结果表明,孔隙率为67%的多孔钛合金的性能与人骨匹配较好,其Young's模量为15 GPa,屈服强度为129 MPa,可有效减少应力屏蔽效应。

文献^[12]报道了用激光成型法制备多孔Ti,以纯Ti为参照对象研究了室温准静态条件下孔隙率分别为10%和20%的多孔Ti的力学性能和生物相容性。多孔Ti的刚度随孔隙率的增大而下降,激光成型法获得的多孔Ti有利于细胞的黏附和增殖,且无毒性。文献^[13]报道了用3种大小不同的Ti-7.5Mo颗粒通过烧结法制备了多孔钛合金支架,制备所得到多孔Ti的压缩强度和模量都满足松质骨力学性能的基本要求;但球磨15 h制备得到的多孔钛合金有较高的强度,弹性模量为1.72 GPa,与松质骨弹性模量相近;预处理后它表现出了较好的磷灰石形成能力,为骨组织的固定与生长提供了有利的生物活性条件。文献^[14]报道了用等离子喷涂法制备孔隙率为40%的多孔Ti植入物,研究表明,改性处理能有效提高多孔Ti的生物相容性,促进骨组织的黏附和增殖,有利于缩短骨修复的周期;多孔Ti也具有较好的力学性能,满足临床应用力学相容性的要求。

迄今为止,我国学者主要从多孔Ti与钛合金的制备方法、表面处理技术、微结构与性能的关系及生物相容性等角度做了大量的研究工作。本文综述了国内多孔Ti与钛合金的制备、表面改性及其对性能影响的研究现状,分析评价了多孔Ti在力学性能与生物相容性方面的优势,展望了国内多孔Ti的研究方向和热点问题。

1 医用多孔Ti和钛合金的基本要求

医用多孔Ti和钛合金是一种由刚性骨架和内部孔洞组成、具有特殊性能的人体硬组织替换材料,与骨相似的力学性能及独特的孔隙结构使其成为当今医疗临床领域继不锈钢和钴合金之后崛起的第三代医用金属材料。

针对多孔Ti的使用目的,作为医用的多孔Ti必须具备如下条件^[15~18]：

(1) 与人骨相近的力学性能。弹性模量等力学性能是多孔Ti作为人体骨组织替代材料必须考虑的首要问题,如同时具备与人骨匹配的弹性模量(致密骨弹性模量3~30 GPa,松质骨弹性模量1~2 GPa)及足够的力学强度(致密骨抗压强度0.3~1.5 MPa,松质骨抗压强度100~230 MPa)^[2],因此需要综合考虑孔隙率、强度和弹性模量之间的关系,在强度与弹性模量之间找到合适的平衡,使多孔Ti植入物既满足体内承载要求,又兼具力学相容性。

(2) 一定的生物相容性和生物活性。生物相容性和生物活性是多孔Ti植入体临床应用成功的基础,其有利于成骨细胞的黏附、增殖和生长,促进骨细胞向植入体内长入,形成植入体与骨之间的生物固定。连通的孔隙结构一定程度上提高了Ti植入体的生物相容性,但Ti属于生物惰性材料,它与植入体之间只能是机械结合。适宜的化学组成、结构形态与表面性能能够改善和提高多孔Ti的生物活性,有利于植入体与骨组织之间形成良好的骨键合。因此,表面改性对于提高多孔Ti生物相容性和生物活性来说非常重要。

(3) 足够的孔隙率,孔隙贯通性好。通过孔隙率、孔径尺寸和孔隙分布等参数调控多孔Ti的力学性能,使之与自然骨匹配,适宜的孔隙率为50%~80%,孔径尺寸为150~500 μm,这也为细胞的向内生长和体液的流动创造了条件。

(4) 一定的耐蚀性。孔隙的存在使多孔Ti在体液环境中发生复杂的局部腐蚀,极其发达的表面积增加了植入体与体液接触反应的机会,腐蚀破坏极易发生。腐蚀速率与体液环境、孔隙率、孔隙形貌及其结构等因素密切相关,可见孔隙率等相关参数也是调控多孔Ti耐蚀性能的关键。

作为最有潜力的骨修复材料,多孔Ti必须起到一定承力作用,同时具有与骨组织相容的力学性能,避免应力集中引起的手术失败;良好的生物相容性与生物活性也是多孔Ti作为骨科植入材料的必备条件。有一定承载能力又具备生物活性的多孔Ti植入材料的研制已成为当前生物材料领域研究的热点问题之一。

2 多孔Ti和钛合金的制备方法

三维连通的多孔结构是生物医用多孔Ti及钛合金的显著特点,理想的力学性能和生物相容性的获得与孔隙率及孔径尺寸等参数的调控紧密相关,可见多孔Ti与钛合金的制备尤为重要。目前多孔Ti和钛合金的制备方法主要有烧结法、快速成型法和沉积法,每类方法中又包含多种方法,如表1^[19,20]所示。

2.1 烧结法

烧结法是一种传统制备金属材料的方法,是以金属为原料在真空条件或保护性气氛中经高温热处理的方式获得制品。烧结法也是多孔Ti常用制备方法,根据获取孔结构方式不同又可以分为添加造孔剂法、纤维编织法、微球堆积法、有机海绵浸渍法和发泡法等。

造孔剂法是将造孔剂与Ti粉均匀混合经压实后在真空炉内烧结获得多孔Ti的方法,该方法可精确控制孔的分布、形状及其连通性。文献^[21]报道了在H₂Ti粉末中添加造孔剂成功制备了孔隙率为41.61%~56.74%的多孔Ti,孔隙尺寸为346~427 μm,压缩强度为100~200 MPa,弹性模量为7.9~17.5 GPa,满足密质骨的要求。李伯琼^[22]以造孔剂法制备了孔隙率10%~70%,孔隙尺寸<500 μm,开孔率>75%的多孔Ti。文献^[23~27]报道了NH₄HCO₃含量、烧结温度、保温时间和升温速率等参数对多孔Ti孔隙率、微观结构与力学性能的影响;制备获得的多孔Ti弹性模量在2~20 GPa之间,能够满足人体骨的性能要求;结果表明,孔隙率随着发泡剂含量的增加而增加,弹性模量随之减小。

纤维编织法是采用Ti或钛合金纤维丝依次经过制丝、编织、成型和烧结等步骤制备出具有完全开孔结构的多孔Ti或钛合金,孔隙率高达90%以上。它通过金属丝选择、缠绕方式及结构参数等调控多孔Ti的孔隙率和力学性能。文献^[28~32]报道了用Ti丝编织出了孔隙率在20%~90%范围内的多孔Ti,孔径尺寸为100~800 μm,压缩屈服强度为100~230 MPa,弹性模量为3.0~14.1 GPa,与人体自然骨的力学性能相近。文献^[33~38]报道了用Ti丝制备不同孔隙率的多孔Ti,当孔隙率为44.7%时,其屈服强度、抗拉强度和弹性模量分别为75 MPa、108 MPa和1.05 GPa;当孔隙率为57.9%时,其屈服强度、抗拉强度和弹性模量分别为24 MPa、47.5 MPa和0.33 GPa;多孔Ti的孔径尺寸随孔隙率的增加而增大,但屈服强度、抗拉强度和弹性模量随孔隙率的增加而降低。文献[39,40]报道了用Ti网叠加制备孔隙率为30%~70%,孔径尺寸为100~650 μm的多孔Ti,其压缩Young's模量和屈服强度分别为1.0~7.5 GPa和10~110 MPa,该方法采用不同网眼大小的Ti网来调整多孔Ti的孔隙率和孔径尺寸。

微球堆积法是利用粘结剂将堆积在一起的多层Ti颗粒在真空环境下烧结获得的内层致密、外层多孔的复合结构,Ti珠之间形成的大量空间为骨组织的长入提供了结构条件。该方法的不足之处在于烧结过程中晶粒变大引起的物理性能降低。李士同等^[41]分别在1000、1100、1200、1300和1400 ℃下真空烧结制备了多孔Ti,研究了烧结温度与多孔Ti结构和性能之间的关系。韩磊等^[42]用Ti珠烧结获得了多孔Ti,研究了获得的多孔Ti的生物活性及其与自体骨的结合能力。

除以上几种常见烧结方法外,多孔Ti的制备还有有机海绵浸渍法、发泡法等。赵婧等^[43]采用有机泡沫浸渍法制备了高孔隙率的开孔网状多孔Ti支架,其孔隙率约为80%,孔径尺寸在500~800 μm和10~50 μm范围内。张其翼等^[44]利用混合金属粉末和有机黏稠剂经双氧水发泡烧结制备了孔隙率与孔径尺寸都可调的多孔Ti。

2.2 快速成型法

快速成型技术是由CAD模型控制完成形状复杂的三维实体零件的方法,具有快速、准确及可制作复杂形状实体的优点,是较为理想的多孔Ti制备方法。凝胶注模成型、3D打印、注射成型法等均属于快速成型技术。

凝胶注模成型是多孔Ti与钛合金应用较多的快速成型技术,利用有机单体聚合将陶瓷粉料悬浮体原位固化,再经干燥、排胶和烧结等工艺完成制备过程,改变浆料的固相含量可以控制材料的孔隙率和力学性能。该方法可实现高孔隙率、高开孔率、孔洞宏观分布均匀的形状复杂大尺寸医用植入材料的制备。张力^[19]用凝胶铸造法制备了孔隙率为56.4%的多孔Ti,开孔率为69.7%,最大抗压强度为204.5 MPa,弹性模量为3.16 GPa,宏孔与微孔的孔径范围分别为100~200 μm与10~20 μm。作者也对凝胶铸造法和占位填补法进行了比较,结果表明：凝胶铸造法制备的多孔Ti具有较大的强度和模量,但孔隙率和宏孔尺寸较小。李艳等^[45]采用凝胶注模成型技术制备了大尺寸、形状复杂的医用多孔Ti植入材料,其孔隙率为46.5%,开孔率为40.7%,抗压强度为158.6 MPa,Young's模量为8.5 GPa,与自然骨性能基本匹配,适合作为人造骨替代材料。通过研究不同烧结工艺对孔隙率及力学性能的影响发现：1373 K保温1.5 h是凝胶注模成型多孔Ti植入材料较为合适的烧结工艺参数。胡海波等^[46]采用凝胶注模技术研究了关键工艺参数对多孔Ti微观结构及力学性能的影响,结果表明：浆料的pH值在7~9范围内分散剂C₆H₈O₇xH₃N的分散作用明显;单体浓度20%、(NH₄)₂S₂O₈加入量6 mmol/L、氨水加入量0.1 mL、反应温度45 ℃、凝胶固化时间为68 min条件下,制备出孔隙直径为24 μm,开孔率为39.5%,总孔隙率为56.4%的多孔Ti。樊联鹏等^[47]采用凝胶注模工艺制备了三维连通的Ti-Co合金多孔结构,孔隙率位于30%~50%范围内,弹性模量在7~21 GPa范围内,压缩强度在68~378 MPa之间可调。吕忠华等^[48]报道了用凝胶注模技术制备Ti-生物玻璃的多孔生物材料坯体,研究了pH 值、分散剂与固相含量等对材料性能的影响,对坯体的力学性能进行了测试,观察了微观组织。实验结果表明：料浆的pH值应控制在8.5~9.5范围内,聚丙烯酸铵( [CH₂CH]_nCOOH )的浓度为2% (体积分数)时,浆料的流动性最好,此时制备得到的复合多孔生物材料的抗弯强度达到40 MPa,生物活性由于生物玻璃的加入得到提高。

金属3D打印技术是一种先进的增材制造方法,其是先进行计算机建模,再将模型分层并获得每一层的截面信息,将金属粉末一层层按照截面轮廓由激光烧结等方法制备出三维实体模型。3D打印技术可以对多孔Ti进行结构参数的控制,以实现多孔Ti的强度与弹性模量等力学性能的调控。根据选取热源不同,3D打印又可分为激光快速成型与电子束快速成型等方法。朱威^[49]在3D打印多孔Ti金属支架的内部构建明胶交联表面黏附血小板的细胞外基质,结果表明：复合支架具备一定的成骨能力,可以有效低剂量释放成长因子,它有较好的生物相容性,能有效修复大块骨缺损及股骨头坏死。冯辰栋等^[50]采用选择性激光熔化和电子束熔化2种工艺制备了多孔Ti6Al4V支架,选择性激光熔化3D打印制备的支架强度为99.7~192.6 MPa,弹性模量为2.43~4.23 GPa;电子束熔化3D打印制备获得支架的抗压强度为99.7~192.6 MPa,弹性模量为1.44~2.83 GPa。结果表明,选择性激光融化3D打印比电子束3D打印制造精度高;孔隙率相近的情况下,前者工艺比后者工艺制备出的多孔Ti强度高,弹性模量也高。张欣蔚^[51]研究了3D打印获得的多孔Ti的机械性能和生物相容性,探讨了多孔Ti种植体与壳聚糖/羟基磷灰石(HA)复合涂层结合后的成骨能力。

王志阳^[52]用激光熔覆法成功制备了多孔Ti,研究了多孔Ti的物相、显微组织和成分,分析了激光功率与扫描速率等工艺参数对多孔Ti显微组织与性能的影响,阐述了激光熔覆条件下多孔Ti的成型机制。戚留举等^[53]在用设计与有限元分析法确定相关参数的基础上,采用选择性激光熔覆技术制备了多孔Ti,为制备与骨头匹配的多孔Ti种植体提供了力学性能实验数据和理论依据。Wang等^[54]用相同方法制备了孔隙率为17%~58%,压缩强度为24~463 MPa的多孔Ti,制备得到的多孔Ti的孔隙形貌与孔隙率呈现出有序分布的规律。颉芳霞等^[55]采用激光快速成型法制备了一系列多孔Ti-Mo合金,以Ti和Mo混合粉料为原料,添加适量的粘结剂,按优化的激光成型工艺参数、脱脂和烧结,制备了孔隙结构可控、力学性能可调且耐蚀性能良好的多孔Ti~(4/6/8/10)Mo合金,制备得到的Ti-10Mo多孔材料的平均孔径为178 μm,总孔隙率为63%,弹性模量4.67 GPa,屈服强度为75.6 MPa。

景达等^[56]采用电子束熔融法制备了孔隙率为70%的Ti6Al4V多孔钛合金圆棒,于12只成年兔股骨外侧髁构建骨缺损,填充以多孔Ti并在脉冲电磁场下进行实验。结果表明：脉冲电磁场能显著提高多孔Ti的骨缺损修复效率,磁场与多孔Ti的协同作用可作为一种更高效的长骨缺损修复方法。刘邦定等^[57]采用电子束熔融法制备了3种不同孔径(1.0、2.0和3.0 mm)的多孔钛合金材料,其孔隙率分别为73%、79%和86%。家犬双侧股骨植入实验结果表明：12周后,3组材料与周围组织都能紧密连接,在1.0 mm孔径组材料中心明显成骨,有大量纤维母细胞和软骨细胞形成;2.0和3.0 mm孔径组中心空洞,基本无骨质形成。

注射成型是将现代塑料注射成形法引入粉末冶金领域,将粉末与粘结剂均匀混合并制成粒状喂料,在注塑机上注射成形出所需零件的形状,经脱除粘结剂后,高温烧结致密化而获得所需的零件。李挺等^[58]利用金属注射成型法制备了多孔Ti,研究了烧结温度、造孔剂粒度和含量对多孔Ti孔隙率、微观形貌及力学性能的影响。结果表明：多孔Ti的孔隙率随烧结温度的升高逐渐下降,抗压强度和弹性模量随烧结温度的升高逐渐升高;注射成型法制备多孔Ti的最佳烧结温度为1100~1200 ℃。崔晓明等^[59]用粉末注射成型法制备了孔隙率分别为30%、40%、50%和60%的多孔Ti种植体。结果表明：60%孔隙率的多孔Ti改性后有利于成骨细胞的增殖、黏附和分化,有利于骨整合的顺利完成,为制备多孔Ti种植体提供了一种新型方法。

2.3 金属沉积法

沉积法主要有反应沉积法、电沉积法、真空蒸镀法、等离子喷涂等,常用的金属沉积法是等离子喷涂技术,通过改变阳极与基体之间的距离来调控多孔涂层的厚度和孔隙率,可制备出不同孔隙梯度的多孔Ti涂层,以降低植入体的弹性模量。这种制备方法成本高昂,较高的工作温度容易造成Ti氧化。

3 多孔Ti与钛合金表面改性方法

Ti和钛合金属于典型的惰性生物材料,为缩短植入后的愈合期,提高植入物与人体骨结合的能力,对多孔Ti和钛合金的表面进行活化处理是行之有效的方法,也已成为生物医用钛合金研究热点之一。多孔Ti与钛合金表面改性的方法主要有机械法、物理法、电化学法、化学法和生物化学法,详见表2^[60]。

机械法^[61]主要对材料表面进行预加工,为后续的物理化学反应提供基础,起除锈与清洁的作用;它也有赋予材料光滑或粗糙的特定表面形貌的作用,但明显不适用于具有多孔结构的Ti和钛合金。

物理法以近些年应用较多的热喷涂技术为代表,受视线效应影响难以在复杂孔隙内部制备均匀的涂层,较高的制备温度使形成的涂层极易溶解,涂层与基体之间又是简单的机械嵌合,结合强度低,所以物理法也不适用于三维孔隙结构的多孔Ti和钛合金^[60]。

化学及电化学法^[60,61]是金属与溶液界面上的化学反应使其活化,是目前多孔Ti与钛合金表面生物活化主要采用的方法,特别是酸处理法、碱热处理法、酸碱两步法、溶胶-凝胶法和微弧氧化法。现将多孔Ti与钛合金常用的几种表面改性方法及其进展介绍如下。

3.1 酸处理

将金属材料在特定的酸溶液中浸泡一定时间后,材料表面会发生腐蚀而形成一定形状和大小的蚀坑。HCl、H₂SO₄、HNO₃、HF和H₂C₂O₄等是Ti及钛合金常用的酸处理溶液,酸的种类和浓度、酸蚀时间和温度是影响材料表面微观形貌的关键因素^[61]。胥彬等^[62]用不同浓度的HNO₃溶液处理多孔Ti,结果表明：多孔Ti内孔壁上出现的酸蚀坑结构及磷灰石沉积能力都随酸液浓度发生显著变化;HNO₃表面处理后的多孔Ti具有良好的渗透性和生物活性。

3.2 碱热处理

将金属放入NaOH溶液中,在某一温度下(常用60 ℃)保温一定时间即为碱处理;然后放入密封反应釜中加热并保温一段时间,随炉冷却即完成了碱热处理。文献[63~65]报道了用碱热处理方法对多孔Ti表面进行的改性,结果表明,试样表面呈网状微孔结构,其成分主要为具有生物活性的Na₂Ti₃O₇和金红石型TiO₂,在模拟体液(SBF)溶液中浸泡能诱导出类骨HA,显著改善多孔Ti的细胞黏附性、增殖和分化能力。梁芳慧等^[66,67]对利用粉末冶金法制备获得的孔隙率为40%的多孔Ti依次进行碱热处理和预钙化处理,在SBF溶液中浸泡后,经预钙化处理及未经预钙化处理的多孔Ti试样表面均形成磷灰石,前者需要4 d,后者需要4周。邹鹑鸣等^[28]对纤维烧结法制备得到的多孔Ti用混合碱-热处理进行表面活化,结果表明,多孔Ti内外表面形成了网状的微孔结构;在过饱和钙磷溶液中浸泡24 h后,具有良好生物相容性的均匀钙磷涂层在试样表面形成。

3.3 酸碱两步法

酸碱两步法是先用HCl或H₂SO₄等侵蚀Ti,使其表面形成微孔,表面积增大;再用低浓度碱液浸泡,分布着微孔的较厚Ti氧化层在植入体表面形成,植入体的生物活性得到改善。文献^{[21,59,63,66]}报道的实验表明：酸处理使孔隙内壁的表面积增大;碱处理后形成的Na₂Ti₃O₇凝胶层有利于诱导HA的沉积;两步法改性有利于成骨细胞在多孔Ti种植体表面的增殖、黏附和分化,能促进骨的整合过程。文献^[68~72]报道的研究表明,酸碱处理能诱导HA在多孔Ti与钛合金表面形成,溶液浓度和处理时间是影响表面改性效果的关键因素。

3.4 溶胶-凝胶法

Ti植入体在聚合胶体中旋转或浸渍提拉,使其表面涂敷一层溶胶-凝胶层,随后进行干燥和高温热处理,Ti植入体即可被赋予一层生物活性涂层。溶胶-凝胶法能很好地控制涂层的化学组成和微观结构,制备出组织均匀的薄膜。文献^[71,72]报道了用溶胶-凝胶法在多孔Ti表面合成能诱导类骨磷灰石形成的HA涂层,探讨了工艺参数对多孔Ti显微组织、抗腐蚀性能及生物活性的影响。研究结果表明：较大的pH值能更好地促进孔的产生、增大HA涂层与外界环境的接触面积,有利于诱导新骨生成;较高温度时形成的孔径比较低温度下形成的孔径小;pH值越低,烧结温度越高,形成的HA涂层在盐酸中的抗腐蚀性越好。文献[73,74]报道了用溶胶-凝胶法在多孔Ti表面制备孔径尺寸位于30~400 nm范围内的TiO₂涂层,探讨了表面活性剂含量对孔隙率与孔径尺寸的影响及微孔形成机理。

3.5 微弧氧化法

微弧氧化又称微等离子体氧化或阳极火花沉积,是依靠电解液中弧光放电产生的瞬时高温高压作用,使Ti等金属表面生长出金属氧化物基陶瓷膜的新技术。文献^[44,75]报道了用微弧氧化法在多孔Ti基体上制备TiO₂涂层,其中兔骨的体内实验结果表明：微弧氧化法制备得到的多孔Ti表面涂层与骨组织之间具有良好的生物相容性;涂层与骨表面的结合力远高于纯Ti种植体与骨表面之间的结合力,也高于微弧氧化实体Ti与骨表面之间的结合力;微弧氧化制备的多孔Ti与骨结合所需要的时间小于纯Ti植入体或微弧氧化实体Ti与骨结合需要的时间。戚元臣等^[76]研究表明,用微弧氧化法在多孔Ti表面能够生成含有Ca和P的粗糙多孔的氧化膜,孔径周围Ca和P的含量较高,氧化膜的主要成分是锐钛矿和少量的金红石,氧化膜的厚度随氧化时间延长而增加,但其形貌和成分不变。Liu等^[77]采用微弧氧化法在Ti基体上制备磷灰石涂层,研究表明：Ca和P的浓度随氧化时间的延长而增加;析出的磷灰石先由绒毛状转变为片状,最后形成花状;Ca和P的原子比随时间延长逐渐减小,这是因为扩散到涂层中的Ca²⁺比PO₄^3-和HPO₄^2-少很多;微弧氧化早期形成的磷灰石以键合方式与TiO₂涂层结合,所以磷灰石与TiO₂涂层之间结合得更强。

4 多孔Ti的生物活化及骨诱导能力研究

多孔Ti的弹性模量与人骨非常接近,如表3 ^[78,79]所示,是较为理想的生物医学植入材料。另外,种植体与周围组织之间良好的骨性愈合也是种植体手术成功的关键,而细胞向种植体内部的生长又是形成良好骨性愈合的前提。在组成成分与结构上HA与脊椎动物骨组织所含的矿物质极为相似。文献^[80,81]报道Ca₃(PO₄)₂具有良好的生物活性,特别是具有与骨结合及诱导新骨形成的能力。文献^[82,83]报道的研究中,把Ca₃(PO₄)₂作为衡量生物医用材料生物活性的指标,用体内或体外实验研究不同表面改性处理后Ti的生物活性及骨诱导能力,筛选细胞黏附、增殖与分化能力最佳的多孔Ti制备与表面改性工艺。

4.1 多孔Ti的生物活性

生物活性是指生物植入材料能够促进骨细胞在其表面生长及沉积磷灰石的性能。Ti与钛合金都属于生物惰性材料,经表面改性处理后类HA、Na₂Ti₃O₇或锐钛矿型TiO₂等生物活性物质在其表面生成,赋予多孔Ti或钛合金优异的生物活性。

曲泽明^[82]用酸处理、碱热处理和微弧氧化3种方法对Ti进行了表面改性。图1^[82]中X射线衍射(XRD)结果表明：经酸处理后Ti的XRD谱仅出现了Ti峰;碱热处理后金红石型TiO₂在试样表面形成;微弧氧化处理后Ti表面主要有纯Ti、金红石型TiO₂和锐钛矿型TiO₂。锐钛矿型TiO₂具有一定的生物活性,能够促进Ca、P元素沉积,形成HA,有利于细胞的增殖,达到活化Ti表面的效果。

邹鹑鸣^[83]对含Ca量为(0.42±0.05)% (原子分数)的Ti进行了不同温度和时间的热处理,形貌如图2^[83]所示。结果表明：当热处理温度低于800 ℃且保温时间低于2 h时,Ti表面的形貌没有明显变化,呈网状多孔结构,如图2a、b、d和e;随热处理温度升高到800 ℃,Ti表面的孔隙逐渐减少,析出相的数量逐渐增加,如图2g、h和i;当热处理时间增加到2 h时,表面析出相的数量增加,如图2c、f和i。

郑遥^[84]将孔隙率分别为40%和60%的2组多孔Ti种植体经酸碱热处理和仿生沉积磷灰石表面改性后植入狗体内,用荧光显微镜及三色染色法研究不同孔隙率与酸碱热处理对骨整合的影响,结果与文献[85,86]的研究结果一致。酸处理有利于在多孔Ti孔隙表面形成一层均匀略粗糙的表面层,有利于HA的均匀沉积;碱热处理可在多孔Ti表面形成不规则的钛酸盐凝胶微孔层,凝胶层水化后富集羟基,提高表面的亲水性,有利于吸附蛋白质、黏附细胞和形成磷灰石;经酸碱处理后Ti表面的主要成分是TiO₂,经碱热处理后多孔Ti表面含有金红石型TiO₂和Na₂Ti₃O₇。

赵朝勇^[87]研究了酸碱处理及碱热处理对多孔Ti表面成分与微观结构的影响,分析了仿生矿化处理在多孔Ti生物活化过程中的作用和机理。经酸碱处理后多孔Ti表面形成一种多孔网络状结构,碱热处理后针状晶体和有规律分布的沟槽状裂纹在Ti表面形成;酸碱处理后材料表面的主要成分是TiO₂,碱热处理后多孔Ti表面主要为金红石型TiO₂和Na₂Ti₃O₇;在仿生矿化过程中酸碱和碱热预处理得到的表面活化层能够诱导矿化层沉积,影响沉积矿化层的结构和厚度。研究结果表明：从蛋白吸附、类骨磷灰石形成能力、成骨细胞的增殖作用等角度,经酸碱处理后多孔Ti的表面生物活性都略好于碱热处理后多孔Ti的生物活性,也就是说酸碱处理能更好地改善材料的生物活性。然而碱热处理后多孔Ti与骨之间的结合强度高于酸碱处理后多孔Ti与骨之间的结合强度^[88,89]。

4.2 多孔Ti的骨诱导性与机理

骨诱导性是指植入人体的生物材料诱导组织间充质细胞,使之分化为成骨细胞并最终形成骨组织的能力。材料植入非骨组织部位是否能够形成骨组织或类骨组织,细胞进行体外接种与培养,以此来评价生物医用材料的骨诱导性。

邹鹑鸣^[83]研究了新骨组织在含有Si-HA涂层的多孔Ti中向外生长的情况,如图3^[83]所示,图中界面为骨与肌肉的界面,试样制备过程中将肌肉剔除灌入了树脂。由图可见,新骨可以沿着多孔Ti的内部向外部肌肉中生长。

此外,邹鹑鸣^[83]还研究了新骨组织在含有Si-HA涂层的多孔Ti中向内生长的情况,如图4^[83]所示。新生的骨组织可以长入多孔Ti内部。

谭训香等^[90]将成骨细胞与多孔Ti联合培养,以HA为对照组,在扫描电镜(SEM)下观察了细胞的生长,四唑盐(MTT)比色法检测了细胞活性,结果如图5^[90]和表4^[90]所示。可见,表面的细胞生长良好,其形态与多孔HA无明显的差别(图5),细胞沿微孔生长,伸出较多的树枝状突出,呈多角形、矮柱形及长梭形,部分细胞遮盖微孔间隙;细胞分别在多孔Ti及HA上培养1、2、3和4 d后的吸光度也没有明显的差异(表4)。

杨越等^[91]实验分析了多孔Ti的孔隙结构对小鼠前成骨细胞早期分化的影响。细胞和矿化结节在多孔Ti的表面和孔隙内均能贴附生成,这表明细胞可迁移至多孔Ti孔隙内部并能在其表面与孔隙内部矿化^[92,93],平均孔隙率为53.3%、平均孔径为191.6 μm的多孔Ti最有利于成骨细胞的早期分化,此时细胞的碱性磷脂酶活性最高。

Ti与钛合金表面呈负极性的氧化层有利于吸附体液中的Ca²⁺,为细胞创造良好的外部基质环境^[91],具有优异的生物相容性,可以作为骨组织工程中成骨细胞的载体。独特的孔隙结构又为细胞的种植、营养输运和代谢产物的排出提供更大的空间,促进成骨细胞向孔隙内部生长以形成稳定的生物结合,这是多孔Ti相较于纯Ti或钛合金的优势。一般认为多孔材料孔径小于50 μm限制成骨细胞的长入,孔径在100~500 μm范围内均适合于骨组织的长入^[91]。酸处理、碱热处理、微弧氧化等表面改性对多孔Ti生物活性的影响机理主要表现为2个方面：一是经改性处理后材料表面生成Na₂TiO₃水凝胶、锐钛矿等生物活性物质,这为细胞的增殖和生长提供物质条件;二是形成不同孔径的大量纳米孔或微米孔,使材料表面的粗糙度增加,这进一步为细胞的增殖与生长创造结构条件。

5 国内多孔Ti与钛合金的研究展望

Ti和钛合金是牙齿和骨骼修复的常用材料,但弹性模量仍略高于自体骨,这成为制约Ti作为骨修复材料的最大障碍。通过材料、孔径尺寸、孔隙率及其分布等参数的调整可以很好地实现多孔Ti植入体与骨组织弹性模量的匹配,可有效减轻或消除 “应力屏蔽”作用。三维连通的孔隙结构是多孔Ti及其合金所独有的,它既有利于成骨细胞的黏附、分化和生长,促进细胞在植入体内的生长及植入体与人体骨间生物固定的形成;又有利于水分和养料在植入体内的输运,促进组织的再生和重建;此外,多孔Ti独特的应力-应变曲线变形特征能有效缓冲外来应力,在人体承载时起到减震和抗冲击的作用。因此,多孔Ti成为最有希望的骨修复材料之一。

多孔Ti以其较好的综合性能在未来临床医学骨修复材料领域占有绝对优势,但在表面改性、生物活化及骨组织诱导机理方面的研究仍然需要进一步深入。为了加快多孔Ti临床应用的步伐,首先要探求合适的制备方法与工艺参数,为制备出生物力学与生物活性匹配性更好的多孔Ti奠定基础,以满足患者的需求;要加大多孔Ti表面活化、诱导能力与机理研究的力度,提高植入体与骨组织之间的结合强度,缩短骨整合的周期,减轻患者痛苦;尽可能降低多孔Ti的制造成本也是必须解决的问题。

The authors have declared that no competing interests exist.

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