医用钛及钛合金种植体材料的研究进展

医用钛及钛合金种植体材料的研究进展【摘要】从钛及其合金的成分、组织与性能、钛表面的腐蚀与离子释放、钛及其合金的组织反应和钛的表面活性化处理等四个方面综述了近几年有关钛及其合金种植体材料的研究进展,提出具有合适粗糙度、表面离子释放少的活性表面设计和制作将是今后的重要研究方向之一。现代科学技术的进步已使得人类能够进行改造和创建新的生命形态，器官的人工化成为当今医学科学的尖端技术之一。其潜在的核心是医用生物材料的开发，医用生物材料的发展将使人们把处理人体失去功能组织的方法由组织去除、组织替代最终实现组织重建[1]。目前，生物材料的世界市场份额已超过120亿美元，而且由于社会的进步、技术的发展和人口老龄化的加剧，它正以7％的速度增长[2]。由于其广阔的应用前景，日本、意大利、美国等发达国家投巨资支持生物材料的研究和开发，我国亦加大了对生物材料领域的资助力度，以对抗激烈的国际竞争。人工牙、人工关节和人工骨等硬组织替代材料在医用生物材料的应用中占有较大比例,并以较快速度增长[3]。在人工种植体的研究和应用中，钛、钛合金及其磷灰石涂层复合材料一直倍受关注。磷灰石生物陶瓷由于具有良好的生物活性和生物相容性,作为涂层材料，它能促进种植体与骨形成骨性结合，降低种植体金属离子向人体的释放和保护金属表面不受环境因素的影响。对于多孔金属种植体，能够促进骨长入[4]。因此，钛与钛合金表面热喷涂磷灰石涂层种植体材料因其优异的早期临床效应而在研究和应用中日益得到重视[5～10]。但由于金属―陶瓷界面的存在以及喷涂所引起的结晶度的降低，羟基磷灰石的分解与表面粗糙度的提高会导致涂层的剥离[11～13]和植入后涂层表面的溶解[14]，从而影响种植体的长期效果。因此不少学者近年来积极开展了新型钛合金及钛表面活性的研究。与传统的不锈钢和钴基合金相比，钛及其合金由于具有低密度、低模量、高强度、优异的生物相容性和耐腐蚀性等特点而在生物材料领域获得越来越广泛的应用，而且钛在地壳中储量丰富（0.6％,在所有元素中排第9位，在常用金属元素中仅次于铁、镁、铝排第4位），具有进一步开发的潜在优势，是理想的、应用前景广阔的生物医学工程材料。本文从钛及其合金的成分、组织与性能、钛表面的腐蚀与离子释放、钛及其合金的组织反应和钛的表面活性化处理等4个方面综述了近几年有关钛及其合金种植体材料的研究进展。1钛及其合金的成分、组织与性能工业纯钛（commercially－puretitanium,CPtitanium）共有4个级别，溶有不同量的H,O,N,C和Fe。1～4级Ti最大含O量分别为（wt）0.18％,0.25％,0.35％和0.40％;最大含Fe量分别为0.20％,0.30％,0.30％和0.50％。所有4个级别的Ti中N,H,C的最大浓度分别为0.03％,0.015和0.10％[15]。Ti有20余种合金，为临床使用提供了选择的余地。Ti及其合金具有α，β两种同素异形体[16]。有研究表明Ti－6Al－4V合金中的V有毒性和不利的组织反应[17]，Al会引起神经紊乱[18],因此，人们研究和开发了不含Al,V的β型钛合金[19,20]。常用的新型医用纯钛及其合金种植体的成分、组织类型和力学性能汇总如表1所示。2钛表面的腐蚀与离子释放Akahori等认为金属生物材料中钛及其合金之所以具有最好的生物相容性，是因为其表面能形成一层极稳定的相－TiO2[22],氧化膜的存在还使钛合金具有优异的耐蚀性[21]。新鲜钛表面可快速形成5～10nm厚的氧化膜，在一定条件下该氧化膜可以生长[15]。可形成的氧化物包括TiO2,TiO,Ti2O3等，有研究者认为其中TiO2最常见，也有人认为Ti2O3占主导地位[23]。Ducheyne等人的研究表明，尽管钛表面被一层热力学稳定的氧化膜覆盖，但植入后钛仍向周围组织和体液释放出腐蚀产物[24]。这种腐蚀产物可引起组织细胞的变性和坏死、非特异性炎症、过敏反应，甚至导致肿瘤的形成[25]。Espoeito等研究者在分析了失败种植体的表面形态、成分和氧化物厚度后发现，无论是早期还是晚期失败的种植体，其种植后表面氧化物的成分和厚度均未发生明显的变化，也未发现引起种植体失败与材料有关的因素[26]。纯钛TA1的体外腐蚀试验表明，有机酸、低pH值和氟化物明显提高钛离子的释放，而有机酸、低pH值会加剧氟化物的作用[27]。钛虽是工业上是一种耐腐蚀性很强的金属，但由于人体的体液是一种含有各种有机酸、蛋白质、碱金属盐类的电解质溶液，为动态的含蛋白质的氧化环境，因此钛植入人体后的耐腐蚀性大大降低。对具有不同粗糙度和进行不同氧化处理钛表面的系统研究显示：在400℃经45分钟的热氧化能有效地提高耐蚀性和显著降低离子释放；具有不同表面粗糙度的钛均具有良好的耐蚀性，并且耐蚀性随粗糙度的提高而降低。其中平滑表面和微观粗糙表面具有较好的耐蚀性和较低的离子释放率，而切削加工表面的耐蚀性最差[28]。其它有关研究也提示具有高表面积的多孔表面种植体的腐蚀率较高，但表面积的增加（5～10倍）对种植体的长期安全性有利[29]。因此对钛进行适当的表面处理，减少或防止植入后金属离子的释放和腐蚀的产生还是有必要的。3钛及其合金的组织反应种植体与骨组织的生物相容性和力学相容性的程度，都集中反映在种植体与骨组织间的界面结合和周围组织对种植体的反应上。骨整合为界面结合的一种理想状态,其原意是指骨组织与钛种植体表面的亲密接触[30],是Brånemark于本世纪70年代提出的概念，现已扩展到泛指骨组织与种植体材料的良好结合状态。Dubruille等进一步把骨整合的概念分为两个部分，即骨接触（osseocoaptation）和骨融合(osseocoalescence)。前者仅指界面上的物理接触，不涉及相互贯穿渗透过程；后者则是指最后被新骨替代，几乎完全消失的生物活性材料的渗透[31]。界面行为的决定因素是种植体周围的组织反应，钛及其它金属种植体周围的组织反应如表2所示。经表面喷砂处理的Ti-6A-l4V和CoCr种植体体内骨整合的对比研究表明,植入后12周两种种植体表面均有活性骨生成,但CoCr种植体的界面剪切强度明显低于Ti-6A-l4V,虽然它们的骨接触率相当而且没有中间软组织。未矿化组织在CoCr种植体表面更常见。CoCr合金骨整合程度低的主要原因之一可能就是其对骨附着的不良作用[32]。在一项关于锆、钛、铝和表面喷碳锆片状种植体的骨整合能力研究中，钛的传统优势地位则受到了挑战。该研究表明，种植30天后，锆与表面喷碳锆种植体表现出比钛种植体更好的界面反应，而铝种植体则表现出局部的毒性效应[33]。表1生物医用种植体钛合金的成分、组织类型与力学性能Table1Compositions,microstructuretypeandmechanicalpropertiesoftitaniumalloysforbiomedicalimplantapplication[16,21]序号合金组织类型弹性模量(GPa)断裂强度(MPa)屈服强度(MPa)延伸率(％)文献1PureTigrade1α102.724017024212PureTigrade2α102.734527520213PureTigrade3α103.445038018214PureTigrade4α104.155048515215Ti-6Al-4V(轧制退火)α＋β101-110860-96795-87510-15216Ti-6Al-4V(退火)α＋β110-1140895-930825-8696-10217Ti-Al-7Nbα＋β1149001050880-9508.1-15218Ti-5Al-2.5Feα＋β112102089515219Ti-5Al-1.5Bα＋β110925-1080820-93015-172110Ti-15Sn-4Nb-2Ta-0.2Pd(退火态)898607902121（时效态）10311091020102111Ti-15Zr-4Nb-4Ta-0.2Pd(退火态)α＋β947156932821(时效态)α＋β99919806182112Ti-Zrα＋β9001613Ti-13Nb-13Zr(时效)β79-84973-1037836-90810-162114TMZF(Ti-12Mo-6Zr-2Fe)(退火)β74-851060-11001000-106018-222115Ti-15Mo(退火)β78874544212116Ti-15Mo-5Zr-3Al(时效)β64-731060-11001000-106018-222117Ti-15Mo-3Nb-0.3Oβ82102010201618Ti-15Mo-2.8Nb-0.2Siβ83979-999945-98716-182119Ti-35.3Nb-5.1Ta-7.1Zβ55.0596.7547.119.02120Ti-35Nb-5Ta-7Zr-04Oβ6610109761621Ti-29Nb-13Ta-4.6Zrβ8091186413.22122CoCrMoA＋hcp200-230600-1795275-15851623316LA200465-950170-7501624Bone10-4090-140-16表2金属种植体周围的组织反应[16]Table2Tissuereactionaroundmetallicimplants分类方法组织反应材料根据种植体周围微弱反应钛合金、不锈钢、钴铬合金假性膜厚度严重反应Fe,Co,Cr,Ni,Mo,V,Mn根据反应类型（细胞炎性、纤维性质）活性反应Ti,Zr,Nb,Ta,Pt、钛合金纤维囊性包裹Al,Fe,Mo,Ag,Au、不锈钢、钴铬合金毒性反应Co,Ni,Cu,V骨在种植体的不规则表面(如丝网、孔隙、切削槽等)的形成则被称为骨长入[30]。近年来人们加强了种植体的表面形态与种植效果之间关系的研究。已有研究表明喷砂表面具有骨引导作用[32]。Hure等通过对两种不同的螺纹状种植体（Euroteknika,NobelBiocare）180天的体内试验发现，尽管它们的螺纹形态和粗糙度指数不同，但都表现出相似的骨反应。骨与钛表面紧密接触，没有中间纤维组织的介入。两种种植体的骨覆盖率亦没有明显区别[34]。而利用等离子喷涂粗化的钛种植体表面在植入兔的大腿骨42周后，却表现出比平滑表面高的与骨直接接触率[35]。有文献[36]指出骨反应的差别表现在喷砂与未喷砂表面之间，而采用不同直径沙粒（25μm和250μm）喷沙的种植体表面的骨反应则没有区别。Pebe等用切削、喷沙和酸蚀的方法处理种植体表面以获得不同的表面特性，结果表明骨―种植体界面结合强度受表面特性的影响，粗糙表面与骨的结合强度较高，其中酸蚀表面的效果最好。但光镜观察表明粗糙表面在骨接触率上并没有明显的优势[37]。而在另一项研究中，种植12周后的力学测试显示，丝网、喷沙和酸蚀表面具有相近的界面强度，其中酸蚀表面仍表现出良好的骨整合[38]。由此可见，关于种植体表面形态对界面行为影响的研究结果还不统一，但可以肯定的是粗糙表面比平滑表面具有更高的界面结合强度，酸蚀表面良好的界面效应可能是由于酸蚀处理能在种植体表面产生直径和深度都适宜的微孔。4钛的表面活性化处理为缩短种植后的愈合期，提高骨整合的效果，有关钛表面活性化处理的研究日益得到重视。它主要包括两个方面的内容，一是获得能与骨形成骨性结合的活性表面，二是实现钛表面磷灰石涂层的自生。因此，钛的表面活性化处理具有表面仿生钙磷涂层提高骨性结合能力，可在形状复杂或多孔种植体上制作均匀涂层，可避免热效应对基体材料的影响，有简单高效等优势[39]。其方法主要有化学处理法[39]和溶胶、凝胶法[44,45]。化学处理法主要是对表面进行碱化化学处理，有的附加预钙化处理[39]和热处理[40～43]。利用化学处理可在钛表面诱发形成一层生物活性层，从而促进钛种植体的骨性结合，提高结合强度[42]。预钙化处理明显加速Ca－P沉积。经化学处理和热处理的钛