医用钛合金腐蚀力学相容性和生物相容性研究现状图文精.docx

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医用钛合金腐蚀力学相容性和生物相容性研究现状图文精

第25卷第2期Vol.25No.22008年4月April2008

收稿日期:

2007-09-23

基金项目:

国家自然科学基金资助项目（50571017作者简介:

王明（1982-,男,硕士,主要从事新型医用钛合金的研发工作。

通讯联系人:

宋西平,E-mail:

xpsong@。

医用钛合金腐蚀、力学相容性和生物相容性研究现状

王明,宋西平

（北京科技大学新金属材料国家重点实验室,北京100083

摘要:

医用钛合金日益受到重视,被应用于牙齿、骨骼等领域。

但对医用钛合金总体性能的评价以及生物相容性概念的定义等问题目前观点不一,研究方向也各不相同,且多数研究仅仅涉及腐蚀、力学相容性和生物相容性等某一方面,缺乏综合考虑。

本文从腐蚀、力学相容性和生物相容性3个方面总结了医用钛合金的研究现状,并指出了研究过程存在的问题和以后的发展方向。

关键词:

医用钛合金;腐蚀;力学相容性;生物相容性

1前言

金属材料是人类最早使用的生物医用材料之一,甚至可以追溯到公元前400~公元前300年,腓尼基人用金属丝修复牙缺损[1]。

1546年纯金薄片被用于修复缺损颅骨,1775年Icart等报道了用铁丝固定断骨,1829年Levert等进行动物体内植入试验,检验了多种金属材料与人体组织的相容性,得出铂丝对组织的刺激性最小的结论。

后来也有许多关于金属材料在医学上应用的例子,然而直到19世纪末,人们才开始对金属医用材料进行系统研究。

1926年,不锈钢（18Cr-18Ni用于外科,替代了较易腐蚀的钢。

1943年,美国又推荐302型不锈钢用于骨折固定。

1950年,将不锈钢含碳量最大限度的降低至0.08%~0.03%,从而研制出具有较好耐蚀性的316L不锈钢。

由于医用不锈钢的生物相容性较差,后来又开发了钴基合金,主要用来制造人工关节。

其生物相容性有较大提高,但合金中Co、Ni等离子的溶出,也会引起过敏和毒性反应,造成组织坏死和植入物的松动。

紧随其后,随着钛及钛合金在飞机上的成功应用,它们也逐渐进入到医学领域。

1940年,研究人员就曾对纯金属钛进行了动物试验研究。

到20世纪70年代,Ti-6Al-4V即作为外科修复材料广泛应用于临床。

由于钒具有生物毒性,20世纪70至80年代,欧洲开发了无钒的医

用钛合金。

进入20世纪90年代中期,生物相容性更好、弹性模量更接近人骨的各种β型钛合金被相继开发出来。

钛及钛合金具有良好的耐蚀性、力学性能和生物相容性,成为最具发展前景的医用金属材料[2,3]。

但是,医用钛合金的生物相容性长期以来没有形成综合的、标准的评价体系,研究目标针对性不强,影响了医用钛合金材料的研发和应用。

鉴于此,本文总结近年来医用钛合金的研究现状,从腐蚀、力学相容性和生物相容性3个方面展开描述,并指出存在的问题和研究方向。

2腐蚀

金属材料的主要缺点是腐蚀问题。

医用金属材料植入体内后长期浸泡在含有有机酸、碱金属或碱土金属离子（Na+、K+、Ca2+、Cl-离子等构成的恒温（37℃电解质的环境中,加之蛋白质、酶和细胞的作用,其环境非常复杂,会对金属材料产生腐蚀,腐蚀产物可能是离子、氧化物、氯化物等,它们与临近的组织接触,甚至渗入正常组织或整个生物体系中,对正常组织产生影响或刺激。

金属材料在人体内生理环境中发生的腐蚀主要有8种类型[4]:

均匀腐蚀、点腐蚀、电偶腐蚀、缝隙腐蚀、晶间腐蚀、磨蚀、疲劳腐蚀和应力腐蚀。

均匀腐蚀属于一般性腐蚀,是在化学或电化学作用

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下发生在暴露表面上或大部分暴露表面上的腐蚀。

其它都属于局部腐蚀,它们是由于成分的不纯（点腐蚀、组织的不均匀（晶间腐蚀、材料的混用（电偶腐蚀、结合处磨损（缝隙腐蚀、应力集中（应力腐蚀、疲劳性断裂（疲劳腐蚀等因素引起的。

纯钛和Ti-6Al-4V是较先使用的医用钛合金,对其腐蚀行为的研究比较深入。

对不锈钢、钴基合金及纯钛进行耐蚀性研究发现,纯钛由于生成致密稳定的氧化膜,其耐蚀性是最好的。

但它的耐磨性差,因此必须进行表面强化处理或表面涂覆。

Ti-6Al-4V虽然力学性能优于纯钛,其中Al和V却具有潜在毒性,因此将来的应用将受到限制。

目前对于Ti-6Al-4V的研究主要集中在Al和V的替代以及耐蚀性的影响因素上。

ChoubeyA等人[5]发现用Nb和Fe取代V后,合金的腐蚀性能并未受到显著影响。

由于Fe的毒性较小,而Nb无毒,这对临床应用是有益的。

Her-HsiungHuang[6]的研究发现,氟化物会降低Ti-6Al-4V的耐蚀性,而蛋白质的加入会使腐蚀速率降低。

由此可以推断在人体内,合金的腐蚀会更慢,但是要注意氟离子的影响。

RobertWen-WeiHsu等人[7]比较Ti-6Al-4V在尿液、血清、关节腔液和磷酸盐缓冲液中的腐蚀速率,发现磷酸盐缓冲液中腐蚀最快,而关节腔液中最慢,说明此合金用作人工关节更合适。

YFZheng等人[8]研究了Ti-Nb-Sn合金体温条件下在0.9%生理盐水和Hank’s溶液中的腐蚀行为,分析了不同pH值下的开路电位（OCP、Tafel曲线和阳极极化曲线,并用XPS分析了合金钝化膜的成分。

结果表明Ti-Nb-Sn合金具有良好的耐蚀性。

在Hank’s溶液中形成的钝化膜主要成分是TiO2、Nb2O5和SnO2。

AsahiKawashima等人[9]也用XPS分析了Ti-18Nb-4Sn腐蚀后钝化膜的成分和结构,发现钝化膜富含Nb而缺少Ti,原因是Ti的优先溶解。

由于Nb元素的加入,使得合金的开路电位在溶液中迅速升高,耐蚀性增强。

ZhouYL等人[10]测量了Ti-Ta系合金在5%盐酸溶液中的阳极极化曲线,分析腐蚀后的表面结构。

研究发现,Ta比Ti表现出更好的耐蚀性,因此随Ta含量的增加,合金的腐蚀电流下降而击穿电位上升。

钛合金优良的耐蚀性得益于它们在各种腐蚀性介质中迅速生成的稳定、连续、高吸附、自愈合的保护性氧化膜。

由于Ta2O5比TiO2稳定性和强度更高,所以即使在

Ti-30%Ta表面氧化膜里的Ta含量会比基体高,膜成分以Ta2O5为主。

MKarthega等人[11]分析了Ti-15Mo（TiMo和Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr（TNTZ两种β钛合金的电化学行为。

在生理条件下使用开路电位法、动电位极化法和电化学阻抗光谱法。

电化学阻抗光谱表明随外加电位的升高,钝化膜的耐蚀性提高。

由于钛合金在特殊条件下有生成双分子层结构氧化膜的能力

[12]

对比TiMo合金的单层钝化膜,TNTZ的钝化

膜有两层,低电位下生成耐腐蚀的内层;当外加电位升高后,新的多孔层开始生长,这种多孔结构有利于骨骼在上面生长。

为评价Ti-12Mo-5Ta的电化学行为,GordinDM等人[13]测试了一系列的指标,发现点蚀没有发生,因此合金的钝化膜十分稳定,不受化学成分的影响。

事实上,在中性或接近中性的生理介质中,钛合金的腐蚀速率比想象的要低得多。

当合金用作人工关节时,磨蚀是必须考虑的,它主要取决于合金固有的力学性质。

和Ti-6Al-4V比较,Ti-12Mo-5Ta存在与之相似的电化学指标,但拥有比较低的弹性模量,Ti-12Mo-5Ta更适合用作人工骨。

NiTi合金被广泛应用于制造义齿、充填体、种植体、矫形丝及各种辅助治疗器件。

镍是脊椎类动物不可缺少的微量元素,但浓度高时会对细胞产生毒性和潜在的致癌性。

PRocher等人[14]先后研究了NiTi形状记忆合金的腐蚀性能,分别采用人工唾液、培养基补充10%牛胎儿血清（RPMI、RPMI加人类淋巴细胞线（CEM。

发现hp-Ti的耐蚀性并不好,而NiTi、Ti-6Al-4V和cp-Ti由于生成稳定的钝化膜具有良好的耐蚀性。

由于奥氏体-马氏体相变属于无扩散型相变,所以淬火不会引起合金的化学不均匀性,进而导致NiTi合金发生局部腐蚀,释放镍离子。

Shabalovskaya[15]认为,NiTi合金的腐蚀取决于表面膜是否产生裂纹。

由NiTi合金制备的矫形丝不仅要承受应力,而且要暴露于牙膏或牙科用凝胶。

多项研究表明,牙膏和牙科用凝胶中含有的氟离子对NiTi合金镍离子溶解有显著的增强作用。

MCioffi等人[16]认为,NiTi合金在生理环境中会生成双层氧化膜,其中外层主要为TiO2,具有优良的耐蚀性;而氟离子会阻止这种双层氧化膜结构的形成。

因此当使用NiTi合金牙齿矫形器时,应避免使用含氟的牙膏。

第2期王明等:

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由于钛具有自钝化性质,形成致密的TiO2氧化

膜,从而阻止了金属的进一步氧化,Han-JunOh等

人[17]采用电化学方法研究酸性溶液中形成的TiO2

氧化膜的结构和生物相容性。

在H2SO4、H3PO4和

H2O2组成的混合溶液中,随外加电位的升高,TiO2

膜会逐渐形成规则的多孔结构,这会有利于骨骼在

上面生长。

同时发现磷酸根离子会向氧化膜扩散,

而硫酸根的扩散现象不明显,表明TiO2膜具有良好

的生物相容性。

医用钛合金的腐蚀性研究国内外进行得比较广

泛,对耐蚀性和腐蚀的影响因素进行了深入研究,取得了比较广泛的成果。

这些研究中,大多数采用电化学腐蚀,分析极化曲线和腐蚀后表面形貌组织。

由于使用了高电位电流和匀速扫描过程,与人体内生物电差距比较大,而且没有考虑力学因素的作用,因此只能作为合金耐蚀性研究的初步结果。

由于钝化膜是在高电位下形成的,其在人体内的形成和生长还有待进一步研究。

3力学相容性

弹性模量是医用金属材料的重要物理性质之一,其值过高或过低都会呈现力学不相容性。

如果金属生物医用材料的弹性模量过高,在应力作用下,承受应力骨骼将产生较大应变,在金属与骨的接触界面处出现相对位移,从而造成界面处松动,影响植入件的性能,或者造成应力屏蔽,引起骨组织的功能退化或吸收;医用金属材料的弹性模量过低,则在应力作用下会产生较大的变形,起不到固定和支撑的作用。

因此,一般希望医用金属材料的弹性模量要稍高于人骨的弹性模量。

目前临床上使用的金属生物医用材料大多是不锈钢、Co基合金和钛合金。

这里比较了皮质骨、α+β型Ti-6Al-4V、β型Ti-13Nb-13Zr、316L不锈钢和Co-Cr-Mo合金的杨氏模量[18],如图1。

可以看到,316L不锈钢和Co基合金的杨氏模量远远高于皮质骨,而β钛合金的杨氏模量与之最接近。

因此,开发低模量的β钛合金显得越发重要。

医用金属材料的硬度能够反映材料的耐磨性。

材料的硬度不够高,在体内容易磨损产生有害的金属微粒或碎屑,这些微粒处于较高的能量状态,容易与体液发生化学反应,导致磨损局部组织的炎症、毒性反应等。

对于人工关节类金属材料来说,抗疲劳和耐磨损是主要问题。

BoehlertCJ等人[19]评价了

图1皮质骨、α+β型Ti-6Al-4V、β型Ti-13Nb-13Zr、316L不锈钢和Co-Cr-Mo合金的杨氏模量

两种Ti-Al-Nb系合金的拉伸性能和疲劳性能,并与Ti-6Al-4V比较,分析体液、热处理等因素对钛合金力学性能的影响。

发现体心立方（BBC相导致合金变软,而正交相增加脆性。

为了得到低模量的合金,需增加BBC相的体积分数;同时发现电解质和拉伸试验未对材料的疲劳强度产生明显影响。

HiroakiMatsumoto等人[20]发现,冷轧引起的应力诱发α″马氏体相变及随后热处理引起的回火转变会对亚稳的β型TiNbSn合金的力学性能产生影响。

研究表明,当轧制量在30%时,杨氏模量稍有增加;而当轧制量超过50%时,杨氏模量下降,并在89%时降至最低。

随后的热处理,使杨氏模量回到冷轧前的大小。

分析原因,是β相没有很强的各向异性和位错密度,对杨氏模量影响很小,所以α″相织构就发挥了重要作用。

因此要合理安排医用钛合金材料的加工和热处理工艺,满足力学性能要求。

一般说来,双相合金的杨氏模量由占统治地位的相的分量决定。

抗拉强度随冷轧急剧增加,热处理后的进一步增加不会改变杨氏模量,原因是时效导致了β相上的α沉淀。

因此,分析材料的显微结构对于评价其力学性能显得非常重要。

通过热处理合理调整合金的组织,是平衡弹性模量和强度之间的关系、提高合金生物力学性能的重要手段。

YoshimituOkazaki[21]研究了合金元素Zr、Sn、Nb、Ta、Pd的含量对σ0.2、抗拉强度、伸长量和断面收缩率的影响,随着Sn、Zr的添加,强度直线上升。

Sn的添加对强度的影响很显著,而Zr的添加量>15%时对强度的增加贡献很小。

β相稳定元素Nb、Ta和β相共析元素Pd对强度的贡献很小。

总的伸长量和断面收缩率相对合金成分的变化基本不皮质骨

Ti-13Nb-13Zr

（β型

Ti-6Al-4V

（α+β型

316L不锈钢

Co-Cr-Mo合金

050100150200250

杨氏模量/GPa

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变,但当Sn和Zr含量>15%时,两个值都大幅下降。

从现阶段的研究成果看,β型钛合金的力学性能最佳,但与人骨的弹性模量尚有一定距离。

由于每个人的体质不同,其骨骼弹性模量会有差距,人体不同部位的骨骼弹性模量有很大不同;植入的部位不一样,对耐磨性要求也不一样,因此今后要根据不同人、不同部位开发医用钛合金,以满足不同需要,达到人性化目的。

4生物相容性

生物相容性（Biocompatibility是生物材料必须满足的要求。

但是目前国内外对于生物相容性的定义和范畴观点不一:

有的认为生物相容性是指材料与组织的相互作用,有的则把力学相容性也包含在生物相容性里面。

笔者归纳分析认为,对于植入材料,生物相容性是指材料与人体相互作用时,人体组织所产生的各种反应。

例如材料与血液接触时,血液所产生的变化,包括溶血、凝血、血栓等反应,即为血液相容性;又如材料与组织接触时所产生的变化,如细胞增殖、中毒、发炎、致癌、过敏,为组织相容性。

除此以外,材料自身的机械物理变化,如变形、磨损和疲劳等则属于力学相容性;而材料自身的化学反应即为腐蚀行为,而非生物相容性。

医用金属材料植入人体后,一般希望能在体内永久或半永久的发挥生理功能,所谓半永久,对于金属人工关节来说,至少在15年以上。

在这样一个相当长的时间内,金属表面或多或少会有离子或原子因腐蚀进入周围生物组织,因此,材料对组织必须具有良好的生物相容性,其毒性、致敏性、致癌性、发炎等指标必须达到要求。

对生物材料的生物学评价,各国已基本统一在国际标准化组织提出的生物学评价标准上,但各国的评价标准仍保留各自的特点,主要有美国ASTM（F748-82标准,美国、加拿大和英国等卫生部门制订的《生物材料和医疗器材的生物相容性评价指南》,中国国家标准GB/T16886系列标准。

细胞毒性试验是一个迅速、标准化、灵敏和廉价的方法,以确定材料是否具有生物学可用性。

ZhouYL等人对Ti-Ta系进行细胞培养研究发现,晶体结构对材料的毒性有轻微影响。

固溶和时效处理后的两种同成分Ti-Ta合金,细胞生存试验结果略有不同。

如果材料的耐磨性差,磨损脱落的金属碎屑具有高能量,易和周围额组织发生反应,导致

组织中毒。

耐蚀性差的材料在体液中溶解出的金属离子也可能使组织中毒。

RocherP等人对NiTi合金进行细胞增殖试验、细胞生存试验、发炎反应试验和离子释放试验,发现镍离子的毒性取决于细胞类型的差异,对人上皮胚胎细胞（L132的毒性大于对人胚胎腭间质细胞（HEPM。

如果合金质量好,耐蚀性强,则镍离子的毒性亦表现不明显。

金属医用材料的毒性不仅取决于合金元素的毒性大小和含量,而且与合金的耐蚀性和耐磨性有关。

以后的材料设计必须把毒性材料排除在外。

TakaoHanawa[22]总结了43种金属阳离子在L929纤维原细胞和MC3T3-E1成骨细胞中的毒性大小关系,如表1。

并分析细胞吸附对材料的影响。

表1金属离子在L929和MC3T3-E1中的毒性排列顺序

从力学性能考虑,β型钛合金的性能要优于α+β型钛合金,具有较好的耐磨性、高弹性和良好的冷热加工性[23]。

但并非所有的β稳定元素都是合适的,必须满足各种生物相容性指标。

EisenbarthE等人[24]分析了Ti、Al、Mo、Nb、Ta、Zr几种纯金属元素的生物相容性,进行细胞增殖、线粒体活性、细胞体积和细胞形态试验,发现Nb和Ta的相容性最好,Mo最差,Al由于表面生成致密的氧化膜具有较好的性能,比纯Ti稍差。

然而生物相容性不好的纯金属通过与别的金属形成合金,可以提高其生物相容性。

如Ti-Mo系合金[25]。

目前的生物相容性研究,基本上是在培养液中进行。

而对于植入人体内数月或数年的材料性能及影响,由于条件限制研究很少。

KazuhiroYamaguchi等人[26]对植入不同性别、年龄、时间的关节固定钛基合金进行组织分析。

发现发炎反应和组织纤维化被局限在材料周围,没有扩散;并发现材料与骨骼接触面的金属碎屑比材料连接处的少。

由此可以得

出结论,金属植入材料的碎屑主要是由金属间的微

第2期王明等:

医用钛合金腐蚀、力学相容性和生物相容性研究现状17

动摩擦引起的,而且组织反应也没有想象的严重。

Dan-JaeLin等人[27]对植入兔子大腿骨的Ti-7.5Mo合金进行研究,并与Ti-6Al-4V作了对比。

如图2,将合金做成针,插入兔子大腿骨中,前端伸入骨髓。

在相同的表面状态下,两种合金表面均有骨细胞形成,从1到5几个区域细胞数量递减;随时间延长,合金表面的0区域细胞数量先增后减。

不同于Ti-6Al-4V对骨形成的不一致性,Ti-7.5Mo的力学性能促进了表面骨持久稳固的生长,且没有产生吸收,表明Ti-7.5Mo具有优良的生物相容性。

图2植入图解

5结语

目前对于医用钛合金的研究是一个很大的热门。

人们已经进行了大量研究,但尚有许多问题需要解决。

目前的研究存在许多相互矛盾的的结果,如铝离子、镍离子的耐蚀性好,但是其生物相容性差,因此需要深入研究。

由于材料在使用时需要同时满足腐蚀、力学相容性和生物相容性3个方面的要求,因此要全面考虑各种因素的影响,同时要建立完善的材料性能评价体系,达到指导医用钛合金研发和应用的目的。

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