熊睿，龐小峰，賈曉立

（電子科技大學(xué)生命科學(xué)與技術(shù)學(xué)院，四川 成都 610054）

鈦植入合金表面電化學(xué)沉積摻鎂羥基磷灰石涂層

熊睿，龐小峰*，賈曉立

（電子科技大學(xué)生命科學(xué)與技術(shù)學(xué)院，四川 成都 610054）

以Ca(NO3)2、(NH4)2HPO4和Mg(NO3)2為原料，采用電化學(xué)沉積法在醫(yī)用鈦合金表面制備了摻鎂羥基磷灰石涂層，研究了電沉積工藝條件對摻鎂羥基磷灰石涂層表面形貌的影響。結(jié)果表明，當(dāng)電流密度為1.0 mA/cm2，溫度為65 °C，pH為 4.5，n(Mg)∶n(Ca)= 1∶3，電沉積時間為1 300 s時，得到了均勻致密的晶須狀涂層。X射線衍射分析表明，燒結(jié)后的摻鎂羥基磷灰石涂層中Mg2+取代了Ca2+，使HA涂層的晶格發(fā)生了變化。

鈦合金；羥基磷灰石涂層；電化學(xué)沉積；鎂；摻雜

1 前言

羥基磷灰石[Ca10(PO4)6(OH)2，簡稱HAP或HA]的組成接近于生物體的骨組織無機(jī)成分，具有非常好的生物相容性。鈦基 HA生物涂層材料在具備金屬材料的高強(qiáng)度和高韌性的同時，也具有 HA的良好生物活性。在自然骨中，無機(jī)成分是HA結(jié)晶，還含有Mg、Mn、Zn、Na等微量元素。這些離子由于和參與新陳代謝的 200多種生物酶直接相關(guān)而在人體中起到十分重要的作用[1-3]。如鎂對細(xì)胞外骨基質(zhì)的性質(zhì)有很大的影響，它決定細(xì)胞外骨基質(zhì)的脆性等性質(zhì)；鎂的減少也影響著骨骼的新陳代謝，如結(jié)束骨骼的生長、降低成骨細(xì)胞的活性等。把適量的 Mg合成到人工骨材料中以改善植入體的生物活性，有著重要的醫(yī)學(xué)價(jià)值，由此也獲得了廣泛的關(guān)注[4-6]。

Kakei等人[7]通過體內(nèi)系列實(shí)驗(yàn)得知鎂在骨形成的初期階段具有重要作用，Ilich等人[8]證實(shí)鎂通過骨礦表面反應(yīng)調(diào)節(jié)骨的形成和重塑，Landi等人[9]展示了間充質(zhì)干細(xì)胞和MG63造骨細(xì)胞(osteoblast-like cells) 在1%(質(zhì)量分?jǐn)?shù))Mg-HA上黏附、增殖和代謝反應(yīng)的情況，Akemi等人[10]則證實(shí)了鎂、鈣離子之間的離子交換規(guī)律。近來，有學(xué)者又證實(shí)了 Mg-HA(物質(zhì)的量分?jǐn)?shù)為5.7%)的生物相容性[11]。但高取代的Mg-HA (20 %，質(zhì)量分?jǐn)?shù))具有細(xì)胞毒性，而且會抑制細(xì)胞周圍鈣礦物的形成[12]。Guochao Qi等人[13]以溶膠–凝膠法制備Mg-HA涂層，但研究發(fā)現(xiàn)引入鎂后易引入含鎂的β-TCP相(β-TCMP)。Tampieri等[14]用沉淀法制備Mg-HA，工藝簡便，但產(chǎn)物純度較低，易引入離子。本文以四水硝酸鈣[Ca(NO3)2·4H2O] 、磷酸二氫銨[(NH4)2HPO4]、六水硝酸鎂[Mg(NO3)2·6H2O]為原料，使用電化學(xué)沉積的方法在鈦基體表面合成了摻鎂羥基磷灰石涂層。

2 實(shí)驗(yàn)

2. 1 試劑與儀器

四水硝酸鈣、磷酸二氫銨和六水硝酸鎂均為市售分析純。所得涂層用 JSM-6490LV型掃描電子顯微鏡(日本Jeol公司)觀察微觀形貌，用GENESIS 2000 XMS型X-射線能譜儀(美國EDAX公司)進(jìn)行元素分析，用Bede D1 X射線衍射儀(英國Bede公司)進(jìn)行涂層成分和晶體結(jié)構(gòu)分析。

2. 2 Mg-HA涂層的制備

將醫(yī)用純鈦加工成10 mm × 10 mm × 1 mm的鈦片(雙面沉積)，用砂紙打磨至表面光亮且無明顯劃痕，再分別用無水乙醇、丙酮、去離子水超聲清洗15 min。然后用 V(HF)∶V(HNO3)∶V(H2O)= 1∶1∶15的酸液酸蝕30 ～ 50 s；最后用去離子水超聲清洗8 min，取出后冷風(fēng)吹干保存。

電沉積采用三電極體系：Ti片為工作電極，鉑電極為對電極，飽和甘汞電極為參比電極，電極間距為2 cm。將 Ca(NO3)2和 Mg(NO3)2溶解在去離子水中，使n(Mg)∶n(Ca)分別為0，1∶5，1∶3，2∶1。保持n(Ca + Mg)/n(P)= 1.67，的濃度為0.0125 mol/L，用氨水調(diào)節(jié)溶液pH = 4.5。用該電解液進(jìn)行電化學(xué)沉積，試驗(yàn)完畢后將鈦片取出。得到的涂層經(jīng)蒸餾水洗后，在遠(yuǎn)紅外烘箱中烘干2 h。反應(yīng)方程式為：

3 結(jié)果與討論

3. 1 鎂鈣物質(zhì)的量之比對摻鎂HA涂層的影響

控制電流密度為1.0 mA/cm2，沉積時間為1 000 s，電解液溫度為65 °C，則不同鎂鈣比下所得涂層的掃描電鏡照片及能譜圖如圖1所示。

由圖1a可知，不摻鎂的HA呈細(xì)針狀，并像菊花簇。由圖1b可知，當(dāng)n(Mg)∶n(Ca)= 1∶5時，涂層不太均勻，產(chǎn)物由細(xì)片狀物和細(xì)針狀物混合組成。圖1c表明，當(dāng)n(Mg)∶n(Ca)= 1∶3時，產(chǎn)物成均勻的晶須狀，晶須短而密，而且有部分絮狀物。此Mg-HA比較細(xì)膩致密，與基體結(jié)合較好。圖1d顯示，當(dāng)電解液中鎂離子濃度很高時，HA的形貌受到嚴(yán)重影響，Mg-HA涂層呈不規(guī)則片狀且有龜裂現(xiàn)象。這表明隨著鎂摻量的增加，涂層形貌從細(xì)針狀過渡到細(xì)片狀再到晶須狀，最后到不規(guī)則的片狀。另外，由圖1b、c和d涂層的EDS能譜分析可知，涂層中含有Ca、P、Mg和O 4種元素。表明鎂作為摻雜相已進(jìn)入涂層中。從 d涂層的EDS能譜分析可以看出，涂層中Mg含量比較高。因此，確定n(Mg)∶n(Ca)為 1∶3。

圖1 不同電解液濃度電沉積得到Mg-HA涂層的SEM照片及能譜圖Figure 1 SEM images and energy-dispersive spectra of Mg-HA coatings deposited from different electrolyte concentrations

3. 2 電流密度對摻鎂HA涂層的影響

當(dāng)鎂鈣物質(zhì)的量之比為1∶3、沉積時間為1 000 s、溫度為65 °C時，不同電流密度對Mg-HA涂層的影響如圖2a、b和c所示。從圖2a中可以看出，在電流密度較低時(0.5 mA/cm2)，涂層無法完全鋪滿整個基體，只是在基體表面零星沉積上部分Mg-HA。從圖2b中可以看出，當(dāng)電流密度為1.0 mA/cm2時，沉積出來的涂層為致密均一的晶須狀，且涂層表面存在一定的孔隙，利于成骨細(xì)胞的黏附生長[15-16]。從圖2c中可以看出，隨著電流密度的增大(1.5 mA/cm2)，因?yàn)榉磻?yīng)過快，導(dǎo)致在涂層表面上直接出現(xiàn)白色沉淀。因此，適合的電流密度為1.0 mA/cm2。

3. 3 溫度對摻鎂HA涂層的影響

圖2 不同電流密度下Mg-HA涂層的表面形貌Figure 2 Surface morphologies of Mg-HA coatings deposited at different current densities

一般而言，溫度每提高 10 °C，反應(yīng)速率就提高3 ～ 5個數(shù)量級。因此，在其他實(shí)驗(yàn)條件相同的情況下，電沉積溫度升高，電解液中離子的擴(kuò)散速率增大。不同溫度對Mg-HA涂層的影響如圖3所示，其他實(shí)驗(yàn)條件為：鎂鈣物質(zhì)的量之比為1∶3，電流密度1.0 mA/cm2，沉積時間1 000 s。

圖3 不同溫度下電沉積得到摻鎂涂層的SEM照片F(xiàn)igure 3 SEM images of Mg-HA coatings deposited at different temperatures

由圖3a可知，當(dāng)溫度為25 °C時，由于沉積溫度過低，基底上只有零星白色結(jié)晶，基本上沒有產(chǎn)物Mg-HA，大部分基底表面和沉積之前無明顯差別。由圖3b可知，當(dāng)溫度升到45 °C時，產(chǎn)物非常細(xì)小。這是因?yàn)闇囟容^低時，形成產(chǎn)物緩慢。由圖3c可知，當(dāng)溫度為 65 °C時，形成的產(chǎn)物為致密細(xì)膩的晶須狀Mg-HA涂層，孔隙率較好，利于成骨細(xì)胞的黏附生長。由圖3d可知，當(dāng)溫度升到85 °C時，反應(yīng)速率太快，導(dǎo)致涂層晶須之間相互纏繞，且在一定程度上發(fā)生了明顯的團(tuán)聚現(xiàn)象，涂層非常不均勻。因此，適合的溫度為65 °C。

3. 4 沉積時間對摻鎂HA涂層的影響

當(dāng)其他實(shí)驗(yàn)條件完全相同時，涂層的厚度隨著沉積時間的延長而增加，但是沉積時間進(jìn)一步增加后，由于陰極表面涂層厚度越來越厚，導(dǎo)致陰極電阻越來越大，電流密度越來越小，阻止了涂層的進(jìn)一步增厚，涂層質(zhì)量趨于穩(wěn)定。圖4是在電流密度為1.0 mA/cm2，溫度為65 °C，pH為4.5的條件下，沉積不同時間后得到的Mg-HA涂層的表面形貌照片。

圖4 不同電沉積時間得到的摻鎂涂層的SEM照片F(xiàn)igure 4 SEM images of Mg-HA coatings at different electrodeposition time

由圖4可以看出，隨著沉積時間的延長，Mg-HA的形貌從細(xì)小的晶須狀變成致密彎曲的細(xì)片狀，厚度增加，并且具有一定的孔隙率。從圖4a中的黑色條紋可以看出，當(dāng)沉積時間較短時，涂層具有明顯的長條裂紋。圖 4f表明，沉積時間過長會導(dǎo)致涂層出現(xiàn)大面積異常結(jié)晶，且分布不均。因此，適宜的電沉積時間為1 300 s。

3. 5 真空燒結(jié)前后涂層的形貌變化

在真空燒結(jié)過程中，微粒之間由于表面熔化而相互連接，使陶瓷本身致密化以及與鈦基體相互擴(kuò)散，獲得具有一定結(jié)合強(qiáng)度的的涂層?？刂奇V鈣物質(zhì)的量之比為1∶3，電流密度為1.0 mA/cm2，溫度為65 °C，pH為4.5，電沉積時間為1 300 s，得到的Mg-HA涂層的表面形貌照片見圖5a，該涂層經(jīng)過800 °C真空燒結(jié)后的SEM照片見圖5b。從圖中可以看出，Mg-HA涂層經(jīng)800 °C熱處理后，細(xì)小晶須長大，致密度提高，晶須之間出現(xiàn)粘連現(xiàn)象。這種形貌有效地提高涂層和基底的結(jié)合強(qiáng)度，并且燒結(jié)后依舊存在一定的孔隙。

圖5 燒結(jié)前后摻鎂涂層的SEM照片F(xiàn)igure 5 SEM images of Mg-HA coating before and after sintering

3. 6 涂層的XRD結(jié)果

控制沉積電流密度為1.0 mA/cm2，溫度為65 °C，pH為4.5，電沉積時間為1 300 s，對所得涂層進(jìn)行成分晶體結(jié)構(gòu)分析。Mg-HA涂層和未摻鎂HA涂層燒結(jié)后的XRD圖譜如圖6所示?？梢钥闯觯?jīng)過燒結(jié)后其主要晶面衍射峰(002)、(300)已出現(xiàn)，與 HA標(biāo)準(zhǔn)卡片對應(yīng)較好，其余為基底Ti的衍射峰。由圖6可以看出，燒結(jié)后的Mg-HA涂層中，Mg2+取代Ca2+使HA的晶格發(fā)生了變化：(300)晶面衍射峰沒有移動，而(002)衍射峰位置發(fā)生了移動。這說明 c軸上晶格長度發(fā)生了變化。

圖6 燒結(jié)后Mg-HA涂層和HA涂層的XRD譜Figure 6 XRD patterns of HA and Mg-HA coatings after sintering

4 結(jié)論

(1) 在由Mg(NO3)2、Ca(NO3)2和NH4H2PO4組成的電解液中，采用恒電流方法電沉積得到均勻致密的醫(yī)用鈦基摻鎂羥基磷灰石(Mg-HA)涂層。

(2) 當(dāng)沉積電流密度為1.0 mA/cm2，溫度為65 °C，pH為4.5，鎂鈣物質(zhì)的量之比為1∶3，電沉積時間為1 300 s時，得到了均勻致密的晶須狀涂層。該涂層經(jīng)800 °C熱處理后晶須長大，且具有一定的孔隙，利于成骨細(xì)胞的黏附生長。

(3) XRD結(jié)果表明，在經(jīng)真空燒結(jié)后的摻鎂羥基磷灰石(Mg-HA)涂層中，Mg2+取代Ca2+使HA 的晶格發(fā)生了變化，(002)衍射峰位置發(fā)生了移動。

[1] LAGIER R, BAUD C A. Magnesium whitlockite, a calcium phosphate crystal of special interest in pathology [J]. Pathology—Research and Practice, 2003, 199 (5): 329-335.

[2] ERGUN C, WEBSTER T J, BIZIOS R, et al. Hydroxylapatite with substituted magnesium, zinc, cadmium, and yttrium—I. Structure and microstructure [J]. Journal of Biomedical Materials Research, 2002, 59 (2): 305-311.

[3] JALLOT E, NEDELEC J M, GRIMAULT A S, et al. STEM and EDXS characterisation of physico-chemical reactions at the periphery of sol–gel derived Zn-substituted hydroxyapatites during interactions with biological fluids [J]. Colloids and Surfaces B: Biointerfaces, 2005, 42 (3/4): 205-210.

[4] OKAZAKI M. Crystallographic behaviour of fluoridated hydroxyapatites containing Mg2+andions [J]. Biomaterials, 1991, 12 (9): 831-835.

[5] KANNAN S, VENTURA J M , FERREIRA J M F. Aqueous precipitation method for the formation of Mg-stabilized β–tricalcium phosphate: An X-ray diffraction study [J]. Ceramics International, 2007, 33 (4): 637-641.

[6] BARRERE F, VAN BLITTERSWIJK C A, DE GROOT K, et al. Nucleation of biomimetic Ca–P coatings on Ti6Al4V from a SBF×5 solution: influence of magnesium [J]. Biomaterials, 2002, 23 (10): 2211-2220.

[7] KAKEI M, NAKAHARA H, TAMURA N, et al. Behavior of carbonate and magnesium ions in the initial crystallites at the early developmental stages of the rat calvaria [J]. Annals of Anatomy—Anatomischer Anzeiger, 1997, 179 (4): 311-316.

[8] ILICH J Z, KERSTETTER J E. Nutrition in bone health revisited: A story beyond calcium [J]. Journal of the American College of Nutrition, 2000, 19 (6): 715-737.

[9] LANDI E, TAMPIERI A, MATTIOLI-BELMONTE M, et al. Biomimetic Mg- and Mg,CO3-substituted hydroxyapatites: synthesis characterization and in vitro behavior [J]. Journal of the European Ceramic Society, 2006, 26 (13): 2593-2601.

[10] YASUKAWA A, YOKOYAMA T, KANDORI K, et al. Ion-exchange property and mechanism of magnesium–calcium hydroxyapatite solid solutions [J]. Colloids and Surfaces A: Physicochemical and Engineering Aspects, 2003, 238 (1/3): 133-139.

[11] LANDI E, LOGROSCINO G, PROIETTI L, et al. Biomimetic Mg-substituted hydroxyapatite: from synthesis to in vivo behaviour [J]. Journal of Materials Science: Materials in Medicine, 2008, 19 (1) : 239-247.

[12] SERRE C M, PAPILLARD M, CHAVASSIEUX P, et al. Influence of magnesium substitution on a collagen/apatite biomaterial on the production of a calcifying matrix by human osteoblasts [J]. Journal of Biomedical Materials Research, 1998, 42 (4): 626-633.

[13] QI G C, ZHANG S, KHOR K A, et al. Osteoblastic cell response on magnesium-incorporated apatite coatings [J]. Applied Surface Science, 2008, 255 (2): 304-307.

[14] TAMPIERI A, CELOTTI G, LANDI E, et al. Magnesium doped hydroxyapatite: synthesis and characterization [J]. Key Engineering Materials, 2004, 264/268: 2051-2054.

[15] AFSHAR A, GHORBANI M, EHSANI N, et al. Some important factors in the wet precipitation process of hydroxyapatite [J]. Materials & Design, 2003, 24 (3): 197-202.

[16] ANEE T K, ASHOK M, PALANICHAMY M, et al. A novel technique to synthesize hydroxyapatite at low temperature [J]. MaterialsChemistry and Physics, 2003, 80 (3): 725-730.

Electrodeposition of magnesium-doped hydroxyapatite coating on surface of titanium implant alloy //

XIONG Rui, PANG Xiao-feng*, JIA Xiao-li

A magnesium-doped hydroxyapatite (Mg-HA) coating was prepared by electrodeposition on the surface of medical titanium implant alloy with Ca(NO3)2, (NH4)2HPO4, and Mg(NO3)2as raw materials. The effects of electrodeposition process conditions on the morphology of Mg-HA coating was studied. The results showed that Mg-HA coatings with uniform and dense crystal whiskers can be obtained under the following process conditions: current density 1.0 mA/cm2, electrodeposition temperature 65 °C, pH 4.5, Mg-to-Ca ratio 1:3, and electrodeposition time 1 300 s. X-ray diffraction analysis indicated that Ca2+is substituted by Mg2+in the Mg-HA coating after sintering, resulting in a change of the crystal lattice of HA coating.

titanium alloy; hydroxyapatite coating; electrodeposition; magnesium; doping

College of Life Science and Technology, University of Electronic Science and Technology of China, Chengdu 610054, China

TG174.45

A

1004 – 227X (2012) 02 – 0072 – 04

2011–07–11

2011–08–30

國家“973”計(jì)劃（2007CB936103）。

熊睿（1986–），女，四川成都人，在讀碩士研究生，主要從事醫(yī)用鈦表面生物活化研究。

龐小峰，教授，博導(dǎo)，(E-mail) pangxf2010@yahoo.com.cn。

[ 編輯：韋鳳仙 ]