醫用多孔鈦合金表面改性技術研究進展

王柄皓，楊成亮，呂玉廷，王立強

（1.廣西壯族自治區骨與關節退行性疾病生物醫用材料工程研究中心,廣西 百色 533000；2.廣西骨與關節退行性疾病基礎研究與轉化重點實驗室,廣西 百色 533000；3.右江民族醫學院附屬醫院,廣西 百色 533000；4.山東科技大學 機械電子工程學院,山東 青島 266400；5.上海交通大學 金屬基復合材料國家重點實驗室,上海 201100）

醫用金屬材料能發揮替代和修復受損組織、維持人體功能的作用[1]。鈦合金是應用最廣泛的金屬材料之一。傳統Ti6Al4V 等鈦合金彈性模量（約為110.0 GPa）遠高于人體組織的（0.3～30.0 GPa），長期存在人體中易引起“應力屏蔽”效應[2]。將三維多孔結構引入到鈦合金植入物設計中，能夠顯著改善植入物的力學性能，加強與人體組織的結合。此外，多孔鈦還可以為心腦血管疾病治療提供良好的支撐作用，提升治療效果。多孔鈦的制備工藝經歷了粉末燒結、漿料發泡、纖維編制、凝膠注模等階段的發展[3]，得益于增材制造技術的興起及器械結構設計方法的改進，通過調整結構參數（結構單元、孔徑、孔隙率、梯度分布）能夠實現多孔鈦合金強度、模量等力學性能的精準調控[4]。作為一種具有優異力學性能的新型生物醫用材料，多孔鈦已廣泛應用于人工關節、脊柱融合器、牙種植體、骨修復產品、人工心臟瓣膜、心血管支架等醫用器械產品[5]（如圖1所示）。

圖1 常見的醫用多孔鈦合金產品[6]Fig.1 Common medical porous titanium alloy products[6]

然而，隨著臨床要求的提升，多孔鈦還需具備成骨誘導、靶向治療、抗菌滅菌、耐磨、耐蝕等功能。表面改性通過化學或物理方法改變材料形貌及表面性質，在材料功能提升方面發揮了重要作用[7]。

1 多孔鈦表面傳統改性方法

多孔鈦具備復雜的內部微小結構，其孔徑范圍在幾十微米到上千微米之間[8]，鈦合金板材改性中常用的激光熔覆[9]、攪拌摩擦[10]、離子注入[11]等工藝難以深入材料內部。因此，多孔鈦的改性多在流體（氣體、液體）介質中進行，以適應復雜彎曲的多孔結構，通過改變材料表面形貌或添加功能成分發揮作用[12]。本節以表面改性原理、負載成分性質為標準進行分類，總結了傳統多孔鈦表面改性工藝及影響因素，對比了不同方法間的效果及優缺點。

1.1 蝕刻法

化學試劑、強酸等對鈦合金具有一定的腐蝕作用，影響材料的表面形貌及粗糙度，而材料表面粗糙度又是影響細胞、蛋白質及細菌吸附、遷移和分化等過程的重要條件。蝕刻時間、蝕刻劑的種類、濃度等是常見的變量[13]。

Civantos 等[14]研究了氟氫酸蝕刻時間（125、625 s）對粉末燒結多孔Ti 鈦支架體外細胞行為的影響。對孔徑為355～500 μm 的支架中蝕刻125 s后，材料的平均表面粗糙度（Sa）從初始狀態的26.7 μm 升高到39.6 μm，隨著蝕刻時間達到625 s，其平均表面粗糙度增加至47.2 μm。細胞實驗發現，表面特征不僅影響成骨細胞的粘附，還通過增加骨基質蛋白（包括ALP、膠原蛋白、骨橋蛋白和骨鈣素）的產生促進成骨細胞分化。然而，蝕刻在改善材料表面結構的同時會造成材料強度的下降。Wang 等[15]研究了含質量分數20%鹽酸溶液中蝕刻時間對多孔鈦力學性能的影響。材料在鹽酸溶液中內外表面發生點蝕和晶界腐蝕，隨著時間推移，蝕刻坑的數量和尺寸（直徑和深度）顯著增加，150 min 后材料強度從152 MP 下降至106 MPa。

蝕刻法操作簡單、成本低，在早期表面改性中發揮重要作用，但表面形貌難以控制，且可能會對材料造成損傷，限制了其應用。

1.2 化學浸漬/涂敷/沉積

化學浸漬/涂敷/沉積是將Ca/P 等生物活性無機鹽或聚多巴胺（polydopamine,PDA）/多肽/氨基酸等有機化合物作為先驅體，在液相中混合均勻后，經過浸漬、沉積或化學反應在多孔金屬材料表面形成涂層的方法。

羥基磷灰石（hydroxy-apatite,HA）和磷酸鈣（calcium phosphate,Ca-P）是鈦合金改性中最常用的無機材料。Yuan 等[16]采用沉積法在多孔Ti6Al4V支架表面包覆羥基磷灰石顆粒（hydroxyapatite particles,HAP）。體外細胞試驗顯示，沉積HAP 的Ti6Al4V 支架誘導hFOB1.19 細胞凋亡無統計學增加，HAP 涂層組相比空白對照組呈現更高的CCK-8 值。通過堿熱反應對多孔鈦支架預先進行活化處理，是促進元素沉積的重要方式[17]。Wang 等[18]將多孔TiNbZr 合金浸入氫氧化鈉溶液中加熱處理后，在模擬體液中浸泡一周使Ca/P 元素均勻沉積在支架表面。細胞培養實驗表明合成Ca/P 材料顯著提升了骨整合效果，增強了間充質細胞表型成骨譜系和成骨細胞合成活性。

有機化學物質涂層主要是依靠材料表面吸附，或生物活性分子與材料發生反應，在表面形成致密的有機活性分子層[19]。由于鈦合金表面缺乏官能團，事先一般需利用酸堿進行活化處理，使其表面富含羥基用于固定接頭分子（如殼聚糖等），再將有機物（如蛋白質等）與固定接頭分子反應固定。吳小玉等[20]將多孔鈦合金浸泡在堿性PDA 溶液中，通過PDA 自聚合反應在樣品表面形成一定厚度的 PDA 涂層。生物礦化實驗顯示，PDA 含有的酚羥基與鈣離子作用，能為HA 提供較多的形核位點，提高表面生物礦化性能。隨后其又在PDA 基礎上加入酪蛋白磷酸肽（casein phosphopeptide,CPP）分 子，PDA-CPP 復合涂層中豐富的磷酸絲氨酸基團為HA 提供了更多的形核位點，且CPP 周圍的鈣離子濃度較高，使得復合涂層誘導HA 的能力明顯提高。除了PDA 與多肽外，諸如細胞外基質蛋白、生長因子、多糖和核苷酸等也用于生物活性有機物性[21]改性之中。

化學浸漬/涂敷方法成本低、操作簡便，部分有機涂層在抗菌及促進成骨作用時針對性強。但諸如HA 等無機涂層與材料結合不牢，在循環負載作用下易斷裂脫落，影響其治療效果。

1.3 電化學法

電化學法是將金屬材料作為電極置于電解液中，通過氧化還原反應在材料表面形成多孔氧化物或含特定成分涂層的方法。按照反應類型及作用原理主要分為陽極氧化、微弧氧化（micro-arc oxidation,MAO）、電化學沉積工藝等。

陽極氧化法是以金屬鈦或其合金為陽極，置入氫氟酸體系電解液中，在外部電流的作用下經過：（1）氧化膜的建立；（2）腐蝕坑的形成與發展；（3）納米管的生長等階段，在金屬表面生成一層有序氧化物納米管陣列（如圖2 所示）。Liang 等[23]在乙二醇中加入一定量的水和氟化銨作為電解液，以鈦螺釘作為陽極，設置10、15、20、25 V 不同電壓并持續通電40 min。通過對材料表面觀察發現，螺釘不同位置的碳納米管結構具有差異，這是由于反應中材料表面電流密度大小與材料尺寸、位置相關，影響納米管的生成。Hamlekhan 等[24]以0.2%HH4F（質量分數）溶液為電解質，置于49 mL 乙二醇和1 mL 去離子水溶液中。采用60 V 直流電流分別對CP-Ti 表面和Ti6Al4V 表面進行陽極氧化并探究其生物性能。成骨細胞培養實驗表明，相同基體材料下，納米管的存在增加了細胞的總密度；而不同基體材料間，Ti6Al4V 由于Al 和V 合金元素的析出導致細胞密度低于CP-Ti 材料表面。電化學參數、基體材料性質，尤其是電解液成分對碳納米管的形成發揮重要作用。陽極氧化過程中含氟電解質溶液經歷了硝酸、氟鹽類、貧水有機電解液體系的發展，對碳納米管的管壁厚度、直徑、長度、孔徑大小等結構參數產生重要影響[22]。

圖2 陽極氧化TiO2 納米管形成過程[22]Fig.2 Formation of TiO2 nanotubes by anodic oxidation[22]

MAO 是在陽極氧化基礎上提高電壓或電流，利用強電壓產生微弧放電及局部高溫，使放電通道中電解液離子在高溫下氣化，形成等離子體并與多孔植入物發生氧化反應，從而生成以TiO2為主要成分的多孔氧化物涂層[25]。Luo 等[26]配制Ca（CH3COO）2·H2O、（NaPO3）6、Na2SiO3、NaOH 等為主要成分的電解質溶液，設置工作電壓540 V、電流脈沖1～2 A/dm3、頻率為800 Hz、占空比為6 的參數對多孔口腔種植體進行MAO 處理。在材料表面形成了厚度為6～7 μm 的含HA 微/納米結構層。涂層中Ca 元素及多孔結構顯著提升細胞的活力，增加了體內新骨的形成。與陽極氧化相比，MAO 制備的涂層硬度大、結合強度高、抗磨損性好。在該工藝中，涂層的質量主要受到MAO 工藝參數（如電解液的成分、溫度、電壓、電流密度、氧化時間等）影響。

電化學沉積也稱為電沉積、電泳沉積或電鍍，是使用電流通過氧化還原反應將材料（金屬、聚合物、陶瓷、玻璃及其復合材料）沉積到基體材料上的方法[27]。Vidal 等[28]對墨水直寫（direct ink writing,DIW）技術制備的多孔鈦支架進行脈沖電沉積，實現Ca-P 涂層的均勻覆蓋?？咕囼灲Y果顯示，生物功能化支架對革蘭氏陽性和陰性菌株顯示出抗菌活性，有效改善骨科植入物的生物整合特性，同時減少種植體周圍的感染。此外，研究人員還將Cu、Zn、Ag、Mg、Ta 電鍍到材料表面提升耐磨/蝕性能及生物相容性[29]。Guo 等[30]利用電鍍在鈦支架表面制備鈦銅/氮化鈦銅涂層。通過體內外生物實驗評估支架的性質、骨整合能力。結果表明，人骨間充質干細胞（human bone mesenchymal stem cells,hBMSCs）在涂層支架上的增殖和粘附效果比未加涂層支架上更好。涂層在吸附hBMSCs、上調SDF-1a/CXCR4 等基因表達，刺激細胞外信號相關激酶（Erk）和Akt 信號通路方面發揮出重要作用。除銅元素具有優異生物活性外，TiN 還表現出優越的抗腐蝕能力。與普通化學沉積相比，電化學沉積制備的涂層材料均勻性更好、厚度范圍更大、結合強度更高。

1.4 氣相沉積

氣相沉積是指將欲添加成分氣化，與多孔鈦接觸并在表面形成薄膜的方法。根據氣化原理可分為物理氣相沉積（physicalvapor deposition,PVD）和化學氣相沉積（chemical vapor deposition,CVD）。

PVD 是在真空環境下，將靶材經蒸發或濺射以原子、分子或離子狀態遷移并聚集在基體表面并形成薄膜的方法，其類型主要包括真空蒸鍍、濺射鍍膜和離子鍍膜等[31]。Escudero 等[32]利用PVD 在多孔Ti6Al4V 合金表面沉積厚度為（4.5±1.5）μm 的銀涂層，與空白組相比，鍍銀后的支架降低了金黃色葡萄球菌在多孔樣品上的粘附，抑制了材料表面72 h 內葡萄球菌生物膜的形成。此外，在28 d 內測試的銀最大累積釋放量低于3.5×10-6，對成骨細胞的粘附、增殖和分化未造成明顯損害，表現出良好的相容性和抗菌作用。磁控濺射沉積方法則在非導電材料構件中廣泛應用，例如HA等非導電材料多以射頻磁控濺射（radio frequency magnetron sputtering,RF-MS）進行加工，具有成膜速度快、膜成分均勻、膜層性能穩定、涂層與基體附著強度高等優點。

CVD 是指把含有構成薄膜元素的一種或幾種化合物，經氣化后與基體表面發生化學反應，在基體上沉積一層金屬或無機物涂層或固態膜的方法[33]。Lascano 等[34]采用粉末冶金法獲得了多孔Ti-Nb-Ta-xMn 合金，利用CVD 方法將單層石墨烯（singlelayer graphene,SLG）轉移到多孔鈦合金表面，通過評估體外細胞行為證實石墨烯涂層促進細胞粘附和增殖，而對此可能的解釋是納米級形貌變化促進細胞內生物活性相關的蛋白質吸附的增加。此外，石墨烯材料與細胞間形成天然“屏障”，減少細胞與Mn 等金屬重元素的接觸。與PVD 方法相比，CVD 方法制備得到的薄膜具有更好的基體覆蓋率、更好的漸進性等優勢。

2 多孔鈦表面新型改性方法

傳統改性方法多在鈦合金板材改性基礎上加以改進轉移到鈦合金支架改性中，在形貌方面以調節表面粗糙度和生成表面多孔結構為主，在負載物質方面多添加HA 或Cu、Ag、Zn 等元素實現抗菌成骨效果。面對臨床安全性與功能性要求的不斷提高，依托生物提取/培養技術和涂層合成技術的持續升級，凝膠負載生物活性物質及復合涂層成為新的發展趨勢。

2.1 凝膠載藥/活性物質

凝膠涂層制備方法是以水凝膠等為載體，加入藥物、活性元素及功能物質（引發劑、流變改性劑和增韌劑等），經過配制、涂覆/填充和固化等階段使其固定在多孔鈦表面的方法。

Bai 等[35]將泊洛沙姆407 水凝膠、PBS（pH=7.4，4 ℃）以質量比為25%∶75%的比例混合制備成載體水凝膠，將唑來膦酸鹽（zoledronate，ZOL）溶液加入到制備的水凝膠溶液中，形成載藥水凝膠并在4 ℃下注入支架孔中后加熱至37 ℃完成制備。細胞成骨實驗顯示，凝膠的存在顯著上調了成骨基因的表達并抑制了骨裂的形成，從而增強了骨再生并改善了骨質疏松癥植入物的機械穩定性，促進了BMSCs 增殖。Core 等[36]將不同濃度的AgNO3（含1～100 mmol/L Ag）在加入殼聚糖（chitosan，Ch）凝膠中進行抗菌涂層構建。與空白組對比，含Ag組能夠引起細菌細胞壁的結構變化、細菌蛋白質/DNA/ RNA 的損傷及超炎癥反應等實現抗菌效果。

除了藥物和金屬元素之外，血小板、外泌體活性物質近年來也作為功能成分用于多孔鈦的表面修飾[37]。Qiao 等[38]對血液進行離心提取富血小板血漿（platelet-rich plasma,PRP），將支架在室溫下浸入PRP 中5 min，隨后將其浸入20 μL 凝血酶（100 IU/mL）和20 μL 20%CaCl2（質量分數）混合液中制備支架涂層，凍干后保存使用，通過涂層釋放的生長因子，包括TGF-β、IGF-1、bFGF、VEGF 和PDGF 等顯著促進骨質疏松性骨缺損的骨再生和骨整合（如圖3 所示）。

圖3 多孔支架表面水凝膠負載富血小板血漿改性[38]Fig.3 Hydrogel-loaded platelet-rich plasma modification of porous scaffold surface[38]

與蝕刻、電化學等方法相比，凝膠法在不改變基體特性（如強度和韌性）的同時，兼具凝膠材料在潤滑性、生物相容性、抑菌性和藥物控釋方面的優點。

2.2 復合方法

為實現抗菌、成骨誘導等單一功能的增強或不同功能的結合，往往需要將形貌改造與成分添加等多種改性手段進行復合以提升效果。

已知碳納米管的規則多孔結構能夠為細胞粘附提供更大的接觸面積，促進細胞增殖。此外，多孔管狀結構還可為藥物儲存提供空間。Wei 等[39]利用這一特性，通過電泳沉積在多孔鈦支架表面沉積碳納米管后，又在納米管表面涂覆機械生長因子（mechanical growth factor,MGF），如圖4 所示。使涂層具有納米結構的拓撲結構及優良的MGF 負載特性，通過共價鍵延長釋放性能改善多孔鈦支架中的成肌細胞粘附、增殖和肌原性分化。此外，TiO2納米管陣列還常用于加載藥物和生物分子以增強生物活性。一些大分子蛋白和常見的小分子抗生素（如慶大霉素[40]和西羅莫司[41]等），被負載到納米管陣列中用于增強成骨反應和抗菌特性。

圖4 碳納米管負載生長因子用于表面改性[39]Fig.4 Carbon nanotube loaded growth factors for surface modification[39]

除將形貌改造與負載成分方法復合外，利用超聲、電磁、光熱等配合特制涂層進行外部刺激，從而激發改性層功能[42]以實現動態調節有望成為新的表面改性方向。Li 等[43]利用3D 打印制備多孔鈦合金支架，將雷帕霉素粉末溶解到濃度為1 000 nmol/L 的低糖培養基（low-glucose dulbecco's modified eagle's medium,LG-DMEM）配制溶液中，隨后將其加載到明膠海綿中并緊緊附著在超聲發射器上。細胞完全粘附后，用無菌新鮮兔皮包裹到孔中用于藥物遞送到多孔鈦合金表面。設置超聲參數設置（頻率30 kHz、強度45 W/cm2、時間 600 s/d）超聲介導作用下的的雷帕霉素遞送可以恢復下降的細胞活性（包括細胞活力、增殖、遷移和成骨），并通過上調間充質干細胞的自噬水平來抑制潛在的破骨細胞誘導能力和脂肪分化，顯著改善了骨質疏松環境中假體界面的骨向內生長和骨整合。壓電材料能夠通過響應細胞通訊，通過振動/刺激或兩者引起的變形產生表面電荷來調節細胞行為。Wu 等[44]利用水熱合成法在3D 打印多孔Ti6Al4V 支架表面均勻形成BaTiO3涂層，通過超聲激發涂層震動產生電刺激促進了促再生M2 極化，抑制了巨噬細胞的M1 極化，促進了綿羊頸椎切除術模型的骨再生過程（如圖5 所示）。

圖5 涂有壓電鈦酸鋇的多孔Ti6Al4V 支架和植入支架及促成骨機制[44]Fig.5 Porous Ti6Al4V scaffolds and implanted scaffolds coated with piezoelectric barium titanate and bone-enabling mechanisms[44]

3 結論

醫用多孔鈦合金植入物在骨科、口腔、心腦血管等領域發揮著重要作用，表面改性是提高多孔鈦合金生物相容性、抗菌及靶向治療等功能性的主要策略。由于多孔鈦復雜的內部結構，其改性多在流體介質中進行，實現物質負載或者形貌改造以實現多孔鈦表面改性的覆蓋。改性工藝從早期蝕刻等物理方法逐步發展到凝膠負載血小板、外泌體等生物活性，不斷向更高效、多功能和高親和性的方向演變。

隨著臨床要求的不斷提升，單一方法改性將難以滿足組織修復中的多重需求，未來多種功能物質或改性方法結合將更多的應用在多孔鈦合金表面改性中。此外，人體內抗菌、成骨及靶向治療環境及需求處于不斷動態變化之中。因此，未來多孔鈦的表面改性方法將朝著滿足組織/細胞時空調制的方向發展。通過光熱、電磁場、超聲等環境觸發刺激源，在多孔鈦材料中構建動態響應面，滿足活細胞和組織的動態生長需求，實現更高效的生物活性植入物的構建。