骨科植入物的材料以金屬為主，包括不銹鋼、鈷及其合金、鈦及其合金等。其中，鈦合金因其突出的生物相容性、高強度、耐腐蝕和低密度等優點，在臨床中廣泛應用[1，2]。近年來，眾多學者對鈦合金的加工制造方法、表面改性、孔徑和孔隙率等多個方面進行了深入研究，旨在解決鈦合金在臨床應用中所面臨的彈性模量高、表面惰性及金屬離子釋放等問題。這些研究不僅有助于提升鈦合金的生物學應用效果，還能增強體內骨整合性能、抗菌性能及安全性能等。本文針對鈦合金的表面修飾與改性、結構特性以及不同類型的鈦合金做了簡要綜述，以期深入了解鈦合金在生物應用中的現狀、優缺點及其研究進展與未來發展方向。
1、骨的結構和鈦合金優缺點
骨在宏觀、微觀和納米級上具有分層結構，包含有機和無機礦物質。根據結構和密度，可分為小梁骨和皮質骨。小梁骨是由多孔網絡組成，孔隙率為50%~90%，彈性模量為0.02~2GPa，而皮質骨是實心的，孔隙率為3%~5%，彈性模量為3~30GPa[3]。
由于施加壓力的不同，骨骼是不斷變化的，因此植入物和骨骼之間的任何模量不匹配都可能導致與Wolff定律相關的骨吸收。理想的骨科植入物在恢復骨骼物理機能的同時，還應促進受損區域的骨再生。通常而言，它們應接近天然骨骼，同時受下述基本屬性支配：（1）生物相容性；（2）匹配的機械屬性；（3）高度多孔的結構[4]。此外，抗菌性能也很重要。
在骨科領域，鈦合金植入物的應用范圍廣泛，涵蓋了用于治療各種類型關節炎的髖關節和膝關節假體置換，確保退化及不穩定椎段穩固的脊柱融合器械，以及多種骨折固定裝置，如金屬板、螺釘及髓內釘[5~7]。隨著置入手術數量的持續增加，患者面臨著細菌感染、骨結合不良及無菌性炎癥等諸多風險。盡管鈦合金以其卓越的生物相容性和耐腐蝕性著稱，但其潛在不足亦不可忽視：首先，未經處理的鈦合金植入物存在生物惰性表面，影響其與生物體的相互作用；其次，鈦合金本身不具備抗菌性能；再次，盡管其具有良好的生物相容性，但一旦表面的氧化膜遭受破壞，可能會有有害金屬離子釋放入血液循環，進而引發嚴重的健康問題[8]。
2、鈦合金的表面修飾與改性
骨-種植體界面處的早期骨愈合不良被認為是術后失敗的主要原因之一。近年來，表面改性技術的發展為解決上述問題提供了新的思路。研究人員在鈦合金表面添加某些物質，以達到抗感染、成骨、耐磨、耐腐蝕和抗氧化的效果。
化學表面改性技術包括陽極氧化、微弧氧化、電泳沉積、化學氣相沉積、堿加熱和原子層沉積等[9]。
通過形成化學鍵，以連接具有強結合力的新物質。此外，化學表面改性技術已被形狀復雜的植入物所適配，在3D打印鈦合金的改性中具有很大的應用前景。與化學方法不同，物理表面改性技術不會改變材料的化學性質，而是依靠激光、高能粒子、超聲波等技術修飾鈦合金的表面外觀和微觀形貌[10]。
傳統的噴砂技術增加了鈦合金表面粗糙度，提高了植入物的早期穩定性。激光是一種相對較新的技術，在納米、微米水平上改變材料的結構。Brane?mark等[11]使用激光技術對植入物進行了特定部位的表面修飾，然后將其置入兔脛骨和股骨，結果表明，該技術改善了骨-植入物界面的錨定性。Gittens等[12]開發了一種表面改性方法，在鈦板上產生納米級特征，導致成骨細胞分化增強。使用含骨形態發生蛋白或萬古霉素的多層明膠和殼聚糖涂覆多孔鈦結構，對浮游和粘附細菌表現出很強的抗菌活性[13]。
此外，摻雜在3D打印多孔鈦上的磷酸鈣涂層增強了早期骨整合，縮短了愈合時間[14]。一個研究小組開發了一種化學試劑鈍化修飾，可以選擇性促進蛋白質吸附，從而增強成骨細胞在鈦表面上粘附，這種修飾不涉及形成生物活性層，而是改變表面條件，以有利于生物固定，并縮短鈦植入物周圍的骨生長時間[15]。
在各種表面涂層中，等離子體噴涂羥基磷灰石（hydroxyapatite,HA）因操作方便、價格低廉等優勢應用最廣[16]。此外，微弧氧化、水熱處理、電泳沉積等技術可于多孔鈦表面成功形成HA涂層。有研究比較了等離子噴涂HA涂層與電化學沉積HA涂層，結果顯示后者的表面粗糙度和濕潤性更高[17]。
生物相容性可以通過涂覆陶瓷和其他堿金屬氧化物來改善。Urbanski等[18]在Ti6Al4V上涂覆二氧化鈦和二氧化硅涂層后置入大鼠股骨內，發現該材料的炎癥反應輕微。一種新的方法是用農業廢棄物如稻殼灰、甘蔗葉灰、花生和玉米殼等涂覆鈦合金，因為這些材料含有大量的二氧化硅和其他相關的納米顆?；蛭㈩w粒的氧化物。這種方法已經被用于生物玻璃和陶瓷，其中稻殼被用來代替二氧化硅作為生物玻璃的涂層[19]。
3、鈦合金的結構特性
粗糙的材料表面能吸引更多的炎癥細胞粘附，如巨噬細胞，被稱為“嗜粗糙”現象。研究發現，材料的平均粗糙度為0.51~1.36μm，能夠促進粘附的巨噬細胞極化為M2表型[20]。Olivares-Navarrete等[21]的研究發現，與表面平滑的Ti6Al4V相比，粗糙表面的Ti6Al4V改善了局部炎癥環境，在其表面上生長的細胞可降低促炎性白細胞介素水平。因此特定表面粗糙度的鈦合金，不僅有利于巨噬細胞對早期炎癥的調節，而且有利于后期的骨整合。
除了粗糙度，鈦合金表面的其他物理性質也和骨長入相關，例如潤濕性、zeta電位和表面能等。材料的理化性質和形態決定了它們的潤濕性，從而影響各種生物分子的吸附和細胞的附著[22]。表面潤濕性是影響骨結合速率的另一個特性。親水表面通過減少細菌與表面之間的范德華引力來減少細菌粘附，可以預防植入物周圍感染并加速早期骨整合[23]。
金屬材料的高彈性模量使得機械負荷向骨骼的傳遞不足，并會導致應力遮擋和骨量損失。傳統的鈦合金植入物是通過同位素模具鑄造或機械加工、多點成型和數控加工等減材技術制造的。因此，它們很難模擬真實骨組織中皮質骨和松質骨的結構。多孔鈦材料，不僅可以降低彈性模量，還能模擬骨組織空間結構。方法是通過孔隙內的骨長入，以改善植入物與宿主的骨錨定。通過燒結、3D打印等技術獲得的多孔鈦合金具有相互連接的孔隙，并且能夠通過調節參數以獲得所需的孔徑和孔隙率。
與傳統的鈦合金制造方法相比，3D打印技術有兩個優勢：在微觀結構方面，通過預先設計的孔隙，精確控制植入物的彈性模量，使其與天然骨相匹配，有效降低應力遮擋，減少假體周圍無菌性松動的發生率；在宏觀結構方面，通過計算機斷層掃描圖像準確匹配復雜的骨缺損，從而實現種植體的力學性能和形狀與天然骨組織的雙重適應[24，25]。
新型燒結技術制造的多孔鈦合金具有與松質骨相似的無序空間結構和彈性模量，與成骨細胞共同培養7d后，觀察到細胞在75%孔隙率的燒結鈦多孔結構內具有良好的粘附和增殖，在體內試驗中，75%孔隙率的燒結仿生骨小梁多孔鈦合金的骨整合表現優于3D打印多孔鈦合金[26，27]。
多孔鈦合金的結構特征，包括形狀、孔徑、孔隙率、空間分布、表面積、表面形貌等，對骨-植入物界面的生物學結果存在顯著影響[28]。除了直接控制機械性能外，孔隙的互相連通，促進了骨祖細胞或成核位點的遷移和增殖，實現了營養和氧氣轉移，增強了血管網絡浸潤和血管生成。
明確鈦合金的最佳微觀結構，即孔徑、孔隙率和孔徑形狀，是十分重要的。一項研究發現，使用選擇性激光熔融技術制造的孔徑為632μm多孔鈦，比孔徑為309μm和956μm的多孔鈦具有更好的骨長入，而且圓柱形孔徑的成骨能力優于金剛石孔[4]。
Ran等[29]發現，與孔徑為607μm和401μm的鈦合金相比，801μm孔徑的植入物初始穩定性更優異。體內外實驗證明，小孔（<400μm）會阻礙細胞的進入以及營養物質和氧氣的運輸，阻礙血管形成，進而影響成骨；而大孔（>900μm）同樣會造成骨長入不足，這可能與生物力學刺激，即骨與植入物之間的接觸減少有關[30,31]。75%~85%孔隙率的鈦合金可改善骨整合。
4、不同類型的鈦合金
在不同類型的鈦合金中，Ti6Al4V因其高強度、抗疲勞性和耐腐蝕性占據主導地位，但Ti6Al4V釋放的Al和V離子，可能引發細胞毒性[32]。目前的研究認為具有最佳生物相容性的元素是Ti、Nb、Mo、Sn、Fe、Zr和Ta[33]。因此，具有與Ti6Al4V相當強度和低彈性模量的其他鈦合金，如Ti-15Ta-10.5Zr、Ti-13Nb-13Zr和Ti-25Nb，可能成為Ti6Al4V的替代品。此外，具有獨特性能的鈦合金也引起了諸多學者的極大關注，包括具有超彈性和形狀記憶的鎳鈦，以及在增材制造期間添加銅或銀以生產抗菌Ti6Al4V
的復合材料等[34]。
目前，新開發鈦合金的挑戰在于如何通過增材制造技術將其獨特性質轉化為晶格形式。另一方面，需要進一步對這些材料進行體外、體內和長期的臨床研究，以滿足生物醫學應用要求。
5、總結和展望
自1960年代以來，鈦合金一直被用作置入材料[35]。此后，學者們一直在研究改變合金成分和表面特性，以開發一種具有最佳機械和化學性能組合的材料。不同的現代化加工工藝，以及適宜的表面涂層和修改，以實現鈦植入物所需的性能。需要更多的資源和研究來開發一種堅韌、生物相容、耐腐蝕和耐磨的鈦合金。
通過了解鈦合金的各種特性，針對鈦合金高彈性模量、表面惰性等問題，提出了不同的解決方法，表面改性和表面修飾是鈦合金常用的增加表面活性的方法。多孔鈦合金的制作既解決了高彈性模量的問題，又增加了骨整合生物學表現。不過在各種多孔鈦合金的制作工藝中，有許多問題仍需探討和解決。多孔結構的功能化涂層的應用和骨小梁仿生結構的發現，為鈦合金生物應用的進展提供了更好的選擇。未來希望在改善鈦合金機械結構等性能的同時，不斷提高鈦合金表面生物學功能涂層的應用，在增加局部骨長入、骨整合、抑菌和抗感染等多個方面取得新的進展和發現。
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（注：原文標題：鈦合金材料在骨科應用的研究進展）
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