魏子欽, 夏翔, 李勤, 李國(guó)榮, 常江

鈦酸鋇/硅酸鈣復(fù)合生物活性壓電陶瓷的制備及性能研究

魏子欽1,2, 夏翔2, 李勤2, 李國(guó)榮2, 常江1,2

(1. 上海師范大學(xué) 化學(xué)與材料科學(xué)學(xué)院, 上海 200234; 2. 中國(guó)科學(xué)院 上海硅酸鹽研究所, 高性能陶瓷與超微結(jié)構(gòu)國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室, 上海 200050)

壓電材料產(chǎn)生的電信號(hào)能夠促進(jìn)成骨細(xì)胞增殖分化, 但不具有良好的誘導(dǎo)礦化能力; 生物活性材料在生理環(huán)境下能夠誘導(dǎo)類骨羥基磷灰石的沉積, 但又不能產(chǎn)生電信號(hào)促進(jìn)成骨。因此, 開發(fā)出一種既能產(chǎn)生電信號(hào), 又能誘導(dǎo)礦化沉積的復(fù)合生物活性壓電材料, 具有重要意義。本研究以鈦酸鋇為壓電組分, 以硅酸鈣為生物活性組分, 采用固相燒結(jié)法制備了鈦酸鋇/硅酸鈣復(fù)合生物活性壓電陶瓷, 測(cè)試了壓電性能, 并用體外礦化實(shí)驗(yàn)評(píng)價(jià)了誘導(dǎo)礦化能力。硅酸鈣復(fù)合含量達(dá)到30%時(shí), 復(fù)合陶瓷仍具有一定的壓電性能(33=4 pC·N–1), 并且能夠在模擬體液中誘導(dǎo)磷酸鈣沉積。鈦酸鋇與硅酸鈣的復(fù)合能夠同時(shí)具有壓電性和生物活性, 為骨修復(fù)材料提供了新的選擇。

鈦酸鋇; 硅酸鈣; 壓電性; 生物活性

骨缺損是臨床上常見的創(chuàng)傷問(wèn)題, 少量骨缺損可以自行生長(zhǎng)愈合, 而大段骨缺損往往需要植入人工骨替代材料[1-3]。在骨修復(fù)過(guò)程中, 細(xì)胞的增殖分化有著至關(guān)重要的作用, 能夠促進(jìn)成骨細(xì)胞增殖分化的材料對(duì)骨修復(fù)有著明顯的促進(jìn)作用[4]。

研究發(fā)現(xiàn), 天然骨骼, 由于骨膠原蛋白的中心不對(duì)稱性, 存在壓電信號(hào), 能促進(jìn)成骨細(xì)胞的增殖分化對(duì)新骨的生成有著良好的促進(jìn)作用[5-7]。已有研究[8-11]表明, 鈦酸鋇是一類生物相容性良好的壓電材料, 其產(chǎn)生的壓電信號(hào)可以促進(jìn)成骨細(xì)胞的增殖分化, 已被用于骨修復(fù)領(lǐng)域的研究。

骨骼再生是一個(gè)復(fù)雜的過(guò)程, 不僅需要有成骨細(xì)胞的增殖分化, 還需要磷酸鈣的礦化沉積, 為細(xì)胞的遷移黏附等活動(dòng)提供支持, 從而逐漸形成具有特定結(jié)構(gòu)和功能的骨骼[3,12-13]。鈦酸鋇的礦化能力較差, 限制了其在骨修復(fù)領(lǐng)域的實(shí)際應(yīng)用。硅酸鈣是一種生物活性良好的生物陶瓷材料, 植入體內(nèi)后能夠釋放出活性的Ca2+、SiO32–離子, 誘導(dǎo)礦化, 在材料表面沉積類骨羥基磷灰石, 促進(jìn)新骨生成, 在骨修復(fù)領(lǐng)域具有良好的應(yīng)用潛力[14-18]。

因此, 本研究設(shè)計(jì)將硅酸鈣與鈦酸鋇復(fù)合, 既可保持鈦酸鋇壓電性能又同時(shí)賦予材料誘導(dǎo)礦化的生物活性, 從而提升其骨修復(fù)能力。目前尚未見鈦酸鋇等壓電材料兼具直接促進(jìn)礦化作用的研究報(bào)道?；诖? 本研究采用傳統(tǒng)的固相燒結(jié)技術(shù), 制備了鈦酸鋇/硅酸鈣復(fù)合生物活性壓電陶瓷, 并探究了其壓電性和體外誘導(dǎo)礦化的能力。

1 實(shí)驗(yàn)方法

1.1 實(shí)驗(yàn)材料

實(shí)驗(yàn)所用原料為鈦酸鋇粉體(BT, 粒徑4 μm, 純度為99.9%, 上海阿拉丁生化科技股份有限公司), 硅酸鈣(CS, 純度>98%, 昆山華僑科技新材料有限公司), 聚乙烯醇(PVA, 1799型, 醇解度: 98%～99% (摩爾分?jǐn)?shù)), 上海阿拉丁生化科技股份有限公司)。

1.2 復(fù)合陶瓷的制備

本課題采用固相燒結(jié)法合成了不同摩爾比例的BT/CS復(fù)合陶瓷, 分別為BT、BT : CS=9 : 1(以下記為0.9BT0.1CS)、BT : CS=8 : 2(以下記為0.8BT0.2CS)、BT : CS=7 : 3(以下記為0.7BT0.3CS)、BT : CS= 6 : 4(以下記為0.6BT0.4CS)、CS, 圖1為簡(jiǎn)要合成工藝流程。首先, 按照表1所示配比分別稱取BT粉末、CS粉末于瑪瑙研缽中, 加入4%質(zhì)量分?jǐn)?shù)的PVA溶液, 充分研磨后, 過(guò)孔徑200 μm (80目)篩; 然后在10 MPa的壓力下壓制成直徑為13 mm、高為1 mm的生坯片, 之后馬弗爐中進(jìn)行兩段升溫?zé)Y(jié): 以1 ℃/min的升溫速率升溫至550 ℃, 保溫4 h, 進(jìn)行排膠處理, 隨后再以3 ℃/min升溫至相應(yīng)燒結(jié)溫度, 保溫4 h, 待自然冷卻至室溫。根據(jù)預(yù)實(shí)驗(yàn)確定不同組分的燒結(jié)溫度, BT、0.9BT0.1CS、0.8BT0.2CS、0.7BT0.3CS、0.6BT0.4CS和CS的燒結(jié)溫度分別為1300、1200、1125、1110、1100和1150 ℃。

圖1 工藝流程示意圖

1.3 復(fù)合陶瓷的極化

壓電陶瓷燒成以后, 需要在高壓直流電場(chǎng)下極化處理, 以激發(fā)其壓電性。將制得的復(fù)合陶瓷表面打磨光滑, 控制厚度為1 mm。清洗烘干后, 在其上下表面刷一層厚薄均勻的導(dǎo)電銀漿, 以2 ℃/min升溫至720 ℃, 保溫10 min, 然后自然冷卻至室溫。鍍銀電極后的陶瓷在硅油中以3 kV/mm的電場(chǎng)強(qiáng)度極化30 min后取出, 使用乙醇超聲清洗掉表面的硅油。

1.4 壓電性能表征

電滯回線和壓電常數(shù)是壓電陶瓷常用的表征參數(shù)。復(fù)合陶瓷鍍銀后, 先使用德國(guó)aixACCT TF2000鐵電綜合測(cè)試系統(tǒng)測(cè)試其電滯回線, 以初步判斷其壓電性能, 隨后在3 kV/mm的高壓電場(chǎng)下對(duì)其極化, 并采用中國(guó)科學(xué)院聲學(xué)研究所生產(chǎn)的ZJ-4AN型準(zhǔn)靜態(tài)33測(cè)量?jī)x測(cè)試其壓電常數(shù)33, 以表征材料最終的壓電性能。

表1 復(fù)合陶瓷的原料組成

1.5 體外礦化實(shí)驗(yàn)

對(duì)復(fù)合陶瓷進(jìn)行體外模擬礦化實(shí)驗(yàn)以驗(yàn)證復(fù)合陶瓷的生物活性。將極化后的陶瓷表面銀電極層磨去并清洗干凈、烘干。按Kokubo等[19]報(bào)道配置SBF溶液, 將烘干后的復(fù)合陶瓷置于離心管中, 按照公式(1)的比例加入SBF溶液,

其中，S為SBF的體積(mL),a為陶瓷的表面積(mm2)。之后將離心管置于37 ℃恒溫?fù)u床中, 每48 h更換液體, 取浸泡14 d的樣品, 經(jīng)超聲水洗和醇洗, 然后烘干備用。

1.6 生物相容性表征

本實(shí)驗(yàn)選用人體成纖維細(xì)胞(Human diploid fibroblast, HDF)驗(yàn)證材料的細(xì)胞相容性, 具體操作步驟如下:

1)將BT和0.7BT0.3CS陶瓷粉體用細(xì)胞培養(yǎng)液配制成200 mg?mL–1標(biāo)準(zhǔn)浸提液, 隨后過(guò)濾菌膜并梯度稀釋至所需濃度。

2)用不同濃度的細(xì)胞浸提液在37 ℃、二氧化碳(CO2)濃度5%的細(xì)胞培養(yǎng)箱培養(yǎng)HDF。培養(yǎng)24 h后, 用Cell Counting Kit-8檢測(cè)HDF細(xì)胞活性。

細(xì)胞實(shí)驗(yàn)重復(fù)三次且各組數(shù)據(jù)均經(jīng)過(guò)檢驗(yàn),<0.05和<0.01時(shí), 將兩組數(shù)據(jù)分別看作有顯著差異和極顯著差異。

1.7 XRD、SEM、EDS表征

采用18 kW轉(zhuǎn)靶X射線衍射儀(XRD)對(duì)燒結(jié)的陶瓷樣品進(jìn)行物相表征, 采用場(chǎng)發(fā)射掃描電子顯微鏡(SEM)SU8220觀察浸泡SBF前后樣品的微觀形貌, 并對(duì)表面進(jìn)行能譜(EDS)表征, 以分析其元素組成和比例。

2 結(jié)果與討論

2.1 復(fù)合陶瓷的物相分析

復(fù)合陶瓷的XRD圖譜如圖2(a)所示, 不同組分的陶瓷的衍射峰主要對(duì)應(yīng)于四方相BaTiO3(PDF#79- 2264)和CaSiO3(PDF#89-6463), 峰形的變化基本與組分含量變化保持一致, 當(dāng)BT含量較多、CS含量較少時(shí), XRD主要顯示了BT的峰, 隨著CS含量逐漸提升, CS的峰逐漸增多。未發(fā)現(xiàn)明顯的第三相, 表明在陶瓷的燒結(jié)過(guò)程中, BT與CS并未發(fā)生反應(yīng)。各組分的峰形均較為尖銳, 表明在實(shí)驗(yàn)選取的燒結(jié)溫度下, 陶瓷的結(jié)晶度良好。

圖2 復(fù)合陶瓷的XRD圖譜(a)及其SEM照片(b)

不同組分陶瓷的SEM照片如圖2(b)所示, BT是致密的陶瓷, 隨著CS復(fù)合含量的增加, 復(fù)合陶瓷的致密程度明顯下降, 這可能是由BT與CS兩者燒結(jié)收縮率的差異而導(dǎo)致的。此外, 由于不同組分燒結(jié)溫度不同, BT陶瓷的燒結(jié)溫度最高, 使得BT陶瓷的晶粒明顯大于其他組分。陶瓷的壓電性能受燒結(jié)溫度、晶粒大小、致密度等多種因素的影響[20], 再加上復(fù)合比例不同, 在這幾種因素的共同作用下, 不同組分的復(fù)合陶瓷的壓電性能表現(xiàn)出較大的差異(表2)。

2.2 復(fù)合陶瓷壓電性能表征

圖3展示了復(fù)合陶瓷的壓電性能表征結(jié)果。如圖3(a)所示, 純BT的-曲線顯現(xiàn)出明顯的弛豫鐵電體特征, 而圖3(f)所示的CS的-曲線不具有鐵電體的特征。在BT中摻入少量CS后, 復(fù)合陶瓷仍然具有鐵電特性(圖3(b～d))。不過(guò)隨著CS含量逐漸增大, 復(fù)合陶瓷的鐵電性逐漸減弱, 當(dāng)CS復(fù)合含量達(dá)到40%時(shí)幾乎完全消失(圖3(e))。從圖3(g)可以看到各組分的鐵電性隨CS摻雜含量增大而呈明顯降低的趨勢(shì)。

表2 復(fù)合陶瓷的壓電常數(shù)d33

圖3 復(fù)合陶瓷的壓電性能表征

(a) BT; (b) 0.9BT0.1CS; (c) 0.8BT0.2CS; (d) 0.7BT0.3CS; (e) 0.6BT0.4CS; (f) CS; (g) Variation trend of hysteresis loop; (h) Piezoelectric constant Colorful figures are available on website

圖3(h)和表2展示了復(fù)合陶瓷的壓電常數(shù)33測(cè)試結(jié)果。純BT的33為169 pC·N–1, 顯示出較強(qiáng)的壓電性能。CS的33為0, 表明其完全不具有壓電性。當(dāng)摻入10%的CS以后, 復(fù)合陶瓷的33迅速下降至44 pC·N–1, 隨著CS含量進(jìn)一步增大, 復(fù)合陶瓷的33顯著下降, 當(dāng)CS含量達(dá)到40%時(shí), 復(fù)合陶瓷的33僅為1 pC·N–1。這是因?yàn)橐隒S以后, 其均勻分散在復(fù)合陶瓷中, 降低了BT相的連續(xù)性, 進(jìn)而使得在外力作用下因形變而產(chǎn)生的電荷聚集到陶瓷的表面能力下降, 最終表現(xiàn)為壓電性能下降[21-22]。此外, 實(shí)驗(yàn)測(cè)試了礦化后的陶瓷的壓電常數(shù)33, 發(fā)現(xiàn)不同組分復(fù)合陶瓷的壓電性能均有一定程度的下降, 但CS復(fù)合比例≤30%的復(fù)合陶瓷的壓電常數(shù)(表2)仍然大于骨骼的壓電常數(shù)(0.2 pC·N–1)[23], 因此可以認(rèn)為礦化后的復(fù)合陶瓷仍具備足夠的壓電性能。

根據(jù)Baxter等[11,24]的研究結(jié)果來(lái)看, 在與非壓電材料復(fù)合的過(guò)程中, BT含量低于70%的復(fù)合陶瓷將不再具有壓電性能, 這與本實(shí)驗(yàn)壓電測(cè)試的實(shí)驗(yàn)結(jié)果一致, 而少量復(fù)合非壓電陶瓷組分仍有可能保留陶瓷材料的壓電性能, 雖然壓電性會(huì)明顯下降?？紤]到生物應(yīng)用對(duì)于壓電性能的要求明顯低于常規(guī)應(yīng)用, 這種復(fù)合仍然具有骨生理學(xué)意義[25]。除了復(fù)合陶瓷需要保留一定的壓電特性之外, 加入的CS能否賦予復(fù)合陶瓷生物活性, 是其是否具應(yīng)用價(jià)值的另一個(gè)關(guān)鍵。因此, 為了證實(shí)制得的復(fù)合材料不僅具有壓電性, 還具有誘導(dǎo)礦化的生物活性, 本實(shí)驗(yàn)對(duì)具有壓電性的復(fù)合陶瓷0.9BT0.1CS、0.8BT0.2CS、0.7BT0.3CS進(jìn)行了礦化實(shí)驗(yàn), 探究其在模擬體液中誘導(dǎo)沉積羥基磷灰石的能力。

2.3 體外礦化結(jié)果分析

圖4為復(fù)合陶瓷在SBF中浸泡前后的SEM照片和EDS掃描結(jié)果。從圖4(a～h)可以看出, 浸泡SBF14 d以后, BT、0.9BT0.1CS和0.8BT0.2CS的表面并沒有明顯的礦化產(chǎn)物, 而0.7BT0.3CS的表面有一層蠕蟲狀沉積物。隨后對(duì)礦化后的陶瓷表面進(jìn)行元素分析, 結(jié)果如圖4(i～l)與表3所示, BT的表面完全沒有Ca和P, 而0.9BT0.1CS和0.8BT0.2CS的表面僅有微量的P元素, 但Ca元素相對(duì)較多, 使得Ca/P的比值較大。從表3可以看出, 0.8BT0.2CS表面的Ca含量約為0.9BT0.1CS的2倍, 這與陶瓷本身的Ca含量差值幾乎保持一致, 這說(shuō)明此處Ca的主要來(lái)源為陶瓷本身, 并不是由礦化沉積產(chǎn)生。而0.7BT0.3CS礦化后表面的主要元素為Ca和P, 其Ca/P為1.27, 這與文獻(xiàn)[26]報(bào)道的硅酸鈣陶瓷在SBF中浸泡誘導(dǎo)早期鈣磷沉積的鈣磷比相近。這個(gè)結(jié)果說(shuō)明, 在BT中CS的摻入量達(dá)到30%的情況下, 復(fù)合陶瓷不僅具有一定壓電性能, 而且具有一定的誘導(dǎo)礦化沉積磷酸鈣的生物活性。

2.4 生物相容性

本實(shí)驗(yàn)對(duì)BT和復(fù)合后礦化效果最好的0.7BT0.3CS進(jìn)行了細(xì)胞相容性實(shí)驗(yàn), 結(jié)果如圖5所示。與對(duì)照組相比, BT對(duì)HDF的生長(zhǎng)幾乎沒有影響。而0.7BT0.3CS浸提液在稀釋倍數(shù)為1/16時(shí)對(duì)HDF的生長(zhǎng)有著顯著的促進(jìn)作用。由此可知, BT具有良好的細(xì)胞相容性, 與CS復(fù)合后表現(xiàn)出一定的生物活性。

圖4 體外礦化表征

(a-h) SEM images of different ceramics soaked in SBF for 0 and 14 d; (i-h) EDS spectra of different ceramics soaked in SBF for 14 d SBF: Simulated body fluid

表3 樣品礦化14 d后的表面元素組成

圖5 不同稀釋度的BT和0.7BT0.3CS浸提液對(duì)HDF細(xì)胞活力影響

*** indicates<0.01

3 結(jié)論

本研究采用固相燒結(jié)法制備了不同比例的鈦酸鋇/硅酸鈣復(fù)合陶瓷, 通過(guò)對(duì)其壓電性和體外生物活性的研究可獲以下結(jié)論:

1)在不同的復(fù)合比例下, 隨著硅酸鈣含量增大, 復(fù)合陶瓷的壓電性能逐漸下降, 但在硅酸鈣復(fù)合含量30%、鈦酸鋇含量70%時(shí)仍保留一定的壓電性。

2)相比于完全不具有誘導(dǎo)礦化沉積的鈦酸鋇材料, 復(fù)合30%CS的復(fù)合陶瓷(0.7BT0.3CS)有一定的體外誘導(dǎo)礦化并且促進(jìn)HDF細(xì)胞增殖的生物活性。

綜上可知, 在生物惰性的鈦酸鋇壓電陶瓷材料中引入生物活性的硅酸鈣材料, 當(dāng)復(fù)合比例處于一定范圍內(nèi), 材料可以兼具壓電性和誘導(dǎo)礦化的生物活性。因此, 鈦酸鋇/硅酸鈣生物壓電復(fù)合材料具有一定的骨修復(fù)應(yīng)用潛力, 但其實(shí)際應(yīng)用效果還需進(jìn)一步的生物學(xué)實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證。

[1] ANTALYA H, JOHANNA B, RUSTOM L E,. Bone regeneration strategies: engineered scaffolds, bioactive molecules and stem cells current stage and future perspectives., 2018, 180: 143–162.

[2] LOBB D C, DEGEORGE B R, CHHABRA A B. Bone graft substitutes: current concepts and future expectations., 2019, 44(6): 497–505.

[3] MAAZOUZ Y, CHIZZOLA G, DOBELIN N,. Cell-free, quantitative mineralization measurements as a proxy to identify osteoinductive bone graft substitutes., 2021, 275: 120912.

[4] HENCH L L, POLAK J M. Third-generation biomedical materials., 2002, 295(5557): 1014–1017.

[5] FUKADA E, YASUDA I. On the piezoelectric effect of bone., 1957, 12(10): 1158–1162.

[6] BASSETT C A L, BECKER R O. Generation of electric potentials by bone in response to mechanical stress., 1962, 137(3535): 1063–1064.

[7] FUKADA E, YASUDA I. Piezoelectric effects in collagen., 1964, 3(8): 117–121.

[8] PARK J B, RECUM A F V, KENNER G H,. Piezoelectric ceramic implants-a feasibility study., 1980, 14(3): 269–277.

[9] ATTILIO M, JONATHAN B, GIUSEPPE D V,. Two-photon lithography of 3D nanocomposite piezoelectric scaffolds for cell stimulation., 2015, 7(46): 25574–25579.

[10] BUSUIOC C, OLARET E, STANCU I C,. Electrospun fibre webs templated synthesis of mineral scaffolds based on calcium phosphates and barium titanate., 2020, 10: 772.

[11] KHARE D, BASU B, DUBEY A K. Electrical stimulation and piezoelectric biomaterials for bone tissue engineering applications., 2020, 258: 120280–1–25.

[12] WEINER S, ADDADI L. Crystallization pathways in biominerali-za-tion., 2011, 41: 21–40.

[13] REZNIKOV N, STEELE J A M, FRATZL P,A materials science vision of extracellular matrix mineralization.,2016, 1(8): 16041.

[14] WU C T, CHANG J. Silicate bioceramics for bone tissue regeneration., 2013, 28(1): 29–39.

[15] LIN K L, CHANG J, WANG Z. Fabrication and the characterisation of the bioactivity and degradability of macroporous calcium silicate bioceramics., 2005, 20(3): 692–698.

[16] LIU X Y, DING C X, WANG Z Y. Apatite formed on the surface of plasma-sprayed wollastonite coating immersed in simulated body fluid., 2001, 22(14): 2007–2012.

[17] WANG X, ZHOU Y, XIA L,. Fabrication of nano-structured calcium silicate coatings with enhanced stability, bioactivity and osteogenic and angiogenic activity.,2015, 126: 358–366.

[18] WANG S G, XU Y C, ZHOU J,.degradation and surface bioactivity of iron-matrix composites containing silicate- based bioceramic., 2017, 2(1): 10–18.

[19] KOKUBO T, TAKADAMA H. How useful is SBF in predictingbone bioactivity?, 2006, 27(15): 2907–2915.

[20] LI H T, ZHANG B P, WEN J B,. Influences of sintering temperature on structure and properties of Cu-doped lead-free LNKN ceramics., 2011, 42(S5): 931–934.

[21] ZHANG S, YU F, GREEN D J. Piezoelectric materials for high temperature sensors., 2011, 94(10): 3153–3170.

[22] TANG Y, WU C, WU Z,. Fabrication andbiological properties of piezoelectric bioceramics for bone regeneration., 2017, 7: 43360.

[23] KIM D, HAN S A, KIM J H,. Biomolecular piezoelectric materials: from amino acids to living tissues., 2020, 32(14): 1906989.

[24] BAXTER F R, TURNER I G, BOWEN C R,. The structure and properties of electroceramics for bone graft substitution., 2008, 361(22): 99–102.

[25] MAEDA H, TSUDA K, FUKADA E. Dependence on temperature and hydration of piezoelectric, dielectric and elastic-constants of bone., 1976, 15(12): 2333–2336.

[26] SALAHINEJAD E, BAGHJEGHAZ M J. Structure, biominerali-zation and biodegradation of Ca-Mg oxyfluorosilicates synthesized by inorganic salt coprecipitation., 2017, 43(13): 10299–10306.

Preparation and Properties of Barium Titanate/Calcium Silicate Composite Bioactive Piezoelectric Ceramics

WEI Ziqin1,2, XIA Xiang2, LI Qin2, LI Guorong2, CHANG Jiang1,2

(1. College of Chemistry and Materials Science, Shanghai Normal University, Shanghai 200234, China; 2. State Key Laboratory of High Performance Ceramics and Superfine Microstructure, Shanghai Institute of Ceramics, Chinese Academy of Sciences, Shanghai 200050, China)

Electrical signals generated by piezoelectric materials can promote proliferation and differentiation of osteoblasts, but they can’t induce mineralization, while bioactive materials can induce the deposition of bone like hydroxyapatite in physiological environment, but can not generate electrical signal to promote osteogenesis. Therefore, it is of great significance to develop a composite bioactive piezoelectric material that can not only generate electrical signals, but also induce mineralization and deposition. Here, we used barium titanate as piezoelectric component and calcium silicate as bioactive component to prepare barium titanate/calcium silicate composite as bioactive/piezoelectric ceramics by solid-state sintering method. Piezoelectric properties of the ceramics were tested, and the ability of inducing mineralization was evaluated bymineralization experiment. The experimental results show that when the content of calcium silicate reaches 30%, the composite ceramics still have certain piezoelectric property (33=4 pC·N–1), and can induce the deposition of calcium phosphate in simulated body fluid. Therefore, the combination of barium titanate and calcium silicate can synchronously afford piezoelectric and biological activities, which provides a new choice for bone repair materials.

barium titanate; calcium silicate; piezoelectricity; bioactivity

1000-324X(2022)06-0617-06

10.15541/jim20210549

TQ174

A

2021-08-28;

2021-10-12;

2021-11-12

國(guó)家重點(diǎn)研發(fā)計(jì)劃(2016YFC1100201)

National Key Research and Development Plan of China (2016YFC1100201)

魏子欽(1996–), 男, 碩士研究生. E-mail: 1149057072@qq.com

WEI Ziqin (1996–), male, Master candidate. E-mail: 1149057072@qq.com

常江, 研究員. E-mail: jchang@mail.sic.ac.cn

CHANG Jiang, professor. E-mail: jchang@mail.sic.ac.cn