王鳳彪，狄士春

（1.哈爾濱工業(yè)大學(xué)機(jī)電工程學(xué)院，黑龍江 哈爾濱 150001；2.大連交通大學(xué)信息工程學(xué)院，遼寧 大連 116023）

【化學(xué)轉(zhuǎn)化膜】

多孔雙相鈣磷鈦合金微弧氧化膜層的制備及生物相容性

王鳳彪1,2,*，狄士春1

（1.哈爾濱工業(yè)大學(xué)機(jī)電工程學(xué)院，黑龍江 哈爾濱 150001；2.大連交通大學(xué)信息工程學(xué)院，遼寧 大連 116023）

為克服鈦合金生物膜層單一相的缺陷，以Ti6Al4V合金為基體，用微弧氧化法制得具有雙相鈣磷復(fù)合陶瓷膜層(BCP)的鈦合金器件。通過控制工作液成分制得由不同比例的β-磷酸三鈣(β-TCP)和羥基磷灰石(HA)組成的多孔性復(fù)合膜層。研究了電源占空比對BCP膜孔隙率和孔徑大小的影響。采用能譜儀和X射線衍射儀分析了BCP膜層的組成與構(gòu)相。通過模擬體液浸泡(SBF)和生物體植入試驗，研究了BCP膜的生物相容性。結(jié)果表明，提高BCP膜層中的HA含量，有利于類骨物質(zhì)的生成；而提高β-TCP含量，能使膜層中類骨物質(zhì)的形成速率加快。當(dāng)n(HA)/n(β-TCP)= 6∶4時，BCP膜的生物相容性最佳。

鈦合金；微弧氧化；β–磷酸三鈣；羥基磷灰石；復(fù)合膜層；生物相容性

1 前言

雙相鈣磷生物陶瓷(BCP)是由羥基磷灰石(HA)和β-磷酸三鈣(β-TCP)按不同比例組成的人骨組織修復(fù)材料，通過控制不同的HA和β-TCP比例來控制其降解速率。BCP具有良好的生物活性和生物相容性，但BCP材料由于其自身強(qiáng)度低、韌性及力學(xué)性能差等缺陷[1]，其應(yīng)用受到限制，難以滿足醫(yī)學(xué)要求。鈦及其合金的抗蝕性、生物相容性、骨骼融合性、力學(xué)性能、可加工性等都符合醫(yī)用器件基體材料的要求，并可彌補(bǔ)雙相鈣磷生物陶瓷的缺陷，但鈦合金本身并不具有引導(dǎo)成骨的特性[2]。因此，在鈦及鈦合金表面生成羥基磷灰石，使之既有優(yōu)異的力學(xué)性能又有良好的成骨特性，成為生物材料研究者關(guān)注的熱點。

微弧氧化(Microarc Oxidation，簡稱MAO)技術(shù)能在金屬表面形成一層多孔的耐磨、耐蝕并與基質(zhì)牢固結(jié)合的陶瓷層，適用于生物醫(yī)用鈦合金的表面改性[3-5]。本文通過微弧氧化工藝在鈦合金表面制備以 β-磷酸三鈣和羥基磷灰石為多孔生物陶瓷膜層的醫(yī)用器件，探討了其體外浸泡和體內(nèi)植入的生物特性。

2 實驗

2. 1 試驗材料

以Ti6Al4V為基體材料，其組成及含量(以質(zhì)量分?jǐn)?shù)表示)為：Al 5.50% ～ 6.75%，V 3.5% ～ 4.5%，O 0.2% ～ 0.3%，F(xiàn)e ≤0.5%，其他＜0.3%，Ti為余量。先將基體切割成20 mm × 20 mm × 3.5 mm的薄片，再用1000#砂紙打磨以除去表面氧化層，隨后分別用丙酮和去離子水超聲波清洗20 min。

2. 2 試驗裝置

采用自制的直流/交流微弧氧化裝置，該設(shè)備由脈沖電源、電解槽、攪拌系統(tǒng)和冷卻系統(tǒng)組成?；w用專用夾具夾持并與電源正極相連(即作為陽極)，不銹鋼電解槽作為陰極。微弧氧化過程中電壓恒定為510 V，頻率500 Hz，脈寬300 μs，占空比15%，電流根據(jù)加工過程自動調(diào)節(jié)。

2. 3 電解液液組成

HA微弧氧化液：Ca(NO3)20.25 mol/L，NH4H2PO40.006 mol/L，(NH4)2HPO40.006 mol/L，用氨水調(diào)節(jié)至pH為12。

β-TCP微弧氧化液：Ca(NO3)20.03 mol/L，(NH4)2HPO40.02 mol/L，用氨水調(diào)節(jié)至pH為12。

制備試樣時，保持工作液在40 °C以下，先進(jìn)行β-TCP微弧氧化，再進(jìn)行HA微弧氧化，各10 min。通過控制 2種微弧氧化液中的電解質(zhì)濃度得到不同的電解液，以制備n(HA)/n(β-TCP)值不同的BCP膜，具體如表1所示。

表1 電解質(zhì)配比Table 1 Compositions of electrolytes (mol/L)

2. 4 模擬體液浸泡試驗

生物活性模擬體液(SBF)的主要成分與人體血漿無機(jī)成分基本相同，具體為：NaCl 7.994 g/L，NaHCO30.352 g/L，CaCl20.278 g/L，MgCl2·6H2O 0.306 g/L，KCl 0.228 g/L，K2HPO4·3H2O 0.228 g/L，Na2SO40.07 g/L。將試樣置于模擬體液中，在(37 ± 0.5) °C下連續(xù)浸泡4周。

2. 5 生物體內(nèi)植入試驗

試樣處理：將只含HA及n(HA)/n(β-TCP)分別為6∶4和8∶2的試樣置于生理鹽水中超聲清洗20 min，蒸餾水沖洗3遍后烘干。植入前將試樣于121 °C下滅菌1 h，并編號N1、N2、N3。

植入試驗：選用新西蘭雄兔 3只，編號為 M1、M2、M3，體重約2 kg，消毒后麻醉，在其腿部肌肉處切口，分別植入N1、N2、N3試樣。術(shù)后縫合，再飼養(yǎng)，試樣N1、N2于3周后取出，N3于4周后取出。

2. 6 性能測定

利用JSM-5900LV型掃描電鏡(SEM，日本JEOL)觀察膜層形貌、結(jié)構(gòu)特征；AXIS-ULTRADLD型電子能譜儀(EDS，英國 KRATOS)分析膜層元素組成；D/max-2550型X射線衍射儀(XRD，日本Rigaku)分析氧化層的構(gòu)相；按ISO 1014:1985中規(guī)定的方法測定并計算孔隙率。用SSA-4300型比表面及孔徑測定儀(北京彼奧德電子技術(shù)有限公司)測量試樣的平均孔徑。

3 結(jié)果與討論

3. 1 微弧氧化膜層特性

圖1為當(dāng)n(HA)/n(β-TCP)= 4∶6時，電源占空比對膜層平均孔徑及孔隙率影響。

圖1 占空比微弧氧化膜層平均孔徑及孔隙率的影響Figure 1 Effect of duty cycle on aperture and porosity of MAO coating

從圖 1可知，隨占空比的增大，膜層孔徑及孔隙率均增大。這主要是因為占空比增大時，脈沖放電強(qiáng)度增大，使反應(yīng)更劇烈，氧化膜被熔化而向放電通道外噴出的量增多，從而使放電通道增大，放電通道冷卻后即形成微孔。

微弧氧化膜層的孔徑、孔隙率對其生物性能有顯著影響：大于10 μm時，生物膜層能使細(xì)胞長入孔內(nèi)；15 ～ 50 μm時，可形成纖維組織；50 ～ 100 μm時，可形成類骨組織；大于100 μm時，可形成礦化骨[6]?？紫堵试礁哒f明材料比表面積越大，與生物體組織液和細(xì)胞的接觸面積越大，降解越快，成骨組織越容易生長[7]。從圖1可知，膜層的最小孔徑大于10 μm。當(dāng)占空比為15%時，膜層的孔徑、孔隙率分別為61 μm和39%，滿足生物體外浸泡和體內(nèi)植入研究的要求。故本文采用15%的占空比。

3. 2 SBF浸泡前后氧化膜的結(jié)構(gòu)及相分析

圖2為不同組成的膜層SBF浸泡前后的SEM圖。

圖2 不同相組成的多孔陶瓷膜在SBF中浸泡后的SEM圖Figure 2 SEM images for porous ceramic coatings with different phase compositions after soaking in SBF

從圖 2可知，膜層表面有大、小孔，n(HA)/ n(β-TCP)= 2∶8時，多孔膜SBF浸泡1周后，孔壁上開始出現(xiàn)細(xì)小的顆粒狀晶體，且分布很廣。而n(HA)/ n(β-TCP)= 4∶6的膜層浸泡2周后，晶體數(shù)增多，部分區(qū)域的晶體已長成較大的棒狀晶體，且小孔壁上也有較小的顆粒狀晶體出現(xiàn)。n(HA)/n(β-TCP)= 6∶4的多孔膜浸泡3周左右時，大孔壁上開始有顆粒狀晶體生成，且隨著浸泡時間的延長，晶體逐漸長大，數(shù)量增多。而n(HA)/n(β-TCP)= 8∶2的多孔膜浸泡4周后，大孔壁上才開始出現(xiàn)細(xì)小的顆粒狀晶體。因此，β-TCP含量越高，膜層與SBF發(fā)生作用生成新物質(zhì)(圖2g中的A物質(zhì))的速率就越快；浸泡時間越長，大孔壁上出現(xiàn)的晶體越多，且晶粒越大，覆蓋膜層的面積越大。

綜上所述，當(dāng)n(HA)/n(β-TCP)= 6∶4時，膜層表面生長最佳。

為確定SBF浸泡實驗中所生成的新物質(zhì)，分析了n(HA)/n(β-TCP)= 6∶4試樣的膜層成分(見圖3)。結(jié)果表明，浸泡前后膜層中n(Ca)/n(P)值由1.582上升到1.637，而HA、β-TCP的n(Ca)/n(P)值分別為1.67、1.5?？梢?，試樣浸泡4周后，有類似于HA的物質(zhì)產(chǎn)生。該試樣的表面構(gòu)相見圖 4。由圖 4可知，浸泡后HA的特征峰強(qiáng)度明顯高于浸泡前，可能是因為β-TCP降解速率比HA快，且又有新的類骨磷灰石(CHA)物質(zhì)生成。類骨材料中鈣、磷的溶解和沉積使新生的骨晶體直接沉積于類骨磷灰石表面，溶解的磷灰石能促進(jìn)生物骨細(xì)胞分化、增殖[7]。鈣磷陶瓷表面新物質(zhì)的形成實際上是新相形成和晶體長大的過程，即晶核的形成和晶體長大 2個階段，這都與材料附近的局域鈣磷離子濃度相關(guān)，當(dāng)鈣、磷離子濃度達(dá)到其成核閾值時，晶體才能形成。BCP陶瓷浸泡于SBF溶液中，先產(chǎn)生表面溶解，使表面附近Ca2+、等離子濃度升高，再通過靜電吸引，在其表面吸附、成核、長大，從而形成類骨磷灰石新相，即圖2g中的A物質(zhì)。

圖3 n(HA)/n(β-TCP)= 6∶4的膜層在SBF浸泡前后的能譜圖Figure 3 Energy-dispersive spectra of the coating with a molar ratio of HA to β-TCP 6:4 before and after soaking in SBF

圖4 n(HA)/n(β-TCP)= 6∶4的膜層在SBF浸泡前后XRD譜圖Figure 4 XRD patterns of the coating with a molar ratio of HA to β-TCP 6:4 before and after soaking in SBF

3. 3 膜層材料生物體植入試驗

進(jìn)行膜層材料生物活性研究，除體外模擬體液浸泡試驗，還需將試樣植入生物體內(nèi)骨區(qū)或非骨區(qū)，觀察類骨材料表面成分的變化。圖 5為試樣植入新西蘭雄兔體內(nèi)后的組織生長情況。

圖5 新西蘭雄兔體內(nèi)植入HA/β-TCP膜后的組織生長情況Figure 5 Tissue growth of New Zealand male rabbit after implantation with HA/β-TCP film

比較圖5a和5b可發(fā)現(xiàn)，在相同的植入時間內(nèi)，n(HA)/n(β-TCP)= 6∶4的試樣在植入處的組織生長比純 HA試樣快，且生長效果好，幾乎完全覆蓋試樣表面。對比圖5b和5c可知，n(HA)/n(β-TCP)= 8∶2的試樣植入時間雖已達(dá)4周，但由于β-TCP的含量少，膜層表面磷酸鈣鹽的降解速度慢，從而影響組織的生長速率。

4 結(jié)論

(1) 通過微弧氧化工藝，制備了含不同 HA與 β-TCP物質(zhì)的量之比的多孔BCP生物成分的醫(yī)用鈦合金陶瓷膜層。

(2) 通過控制微弧氧化電源的占空比，可獲得不同孔徑和孔隙率的生物陶瓷膜層。提高占空比可使膜層的孔徑和孔隙率增大，有利于提高其生物適應(yīng)性。

(3) 提高BCP膜層中的HA含量，有利于類骨物質(zhì)的形成；而提高β-TCP含量，能使膜層中類骨磷灰石的形成速率加快。n(HA)/n(β-TCP)= 6∶4時，組織生長速率最快，生長效果最佳。

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Preparation of porous biphasic calcium phosphate coating by microarc oxidation on titanium alloy surface and its biocompatibility //

WANG Feng-biao*, DI Shi-chun

A porous biphasic calcium phosphate (BCP) coating was prepared on the surface of Ti6Al4V alloy by microarc oxidation to overcome the defects of single-phase biofilm on titanium alloy. The porous composite coatings composed of different proportions of β-tricalcium phosphate (β-TCP) and hydroxyapatite (HA) were obtained by controlling the compositions of working electrolytes. The effect of duty cycle on the aperture and porosity of BCP coating was studied. The composition and structure of BCP was analyzed using energy spectrometer and X-ray diffractometer. The biocompatibility of BCP coating was studied by immersion in simulated body fluid (SBF) and implantation in organism. The results showed that the increase of HA content in BCP coating facilitates the formation of skeleton, while the increase of β-TCP speeds up the formation of bone materials. The biocompatibility of BCP coating is best when the molar ratio of HA to β-TCP is 6:4.

titanium alloy; microarc oxidation; beta-tricalcium phosphate; hydroxyapatite; composite coating; biocompatibility

School of Mechatronics Engineering, Harbin Institute of Technology, Harbin 150001, China

TG178; TG174.453

A

1004 – 227X (2011) 12 – 0037 – 04

2011–07–21

2011–08–15

王鳳彪（1979–），男，遼寧沈陽人，講師，在讀博士研究生，主要研究方向為鈦合金生物涂層。

作者聯(lián)系方式：(E-mail) wfb_0_0@163.com。

[ 編輯：周新莉 ]