鄢榮曾，胡敏

(北京解放軍總醫(yī)院口腔科，北京 100085)

醫(yī)用金屬材料用于外科植入物和矯形器械的主要有:不銹鋼、鈷基合金和鈦合金三大類［1］。鈦合金是硬組織植入物臨床使用中最普遍的材料，由于其良好的生物相容性及機械性能，也成為最理想的顱頜面植入物材料［2］。醫(yī)用鈦板、鈦釘、鈦網(wǎng)等植入物已廣泛應用于口腔頜面部外傷后內固定及頜面骨組織切除后功能性修復重建等包括上頜骨、下頜骨、眶壁、顱骨、乳突切除等，也可制作顱骨板用于顱骨的整復、微孔鈦網(wǎng)修復損壞的頭蓋骨和硬膜?？谇粌戎谱鞣N植體、個性化基臺、義齒支架、冠橋等鈦合金材料在口腔種植、口腔正畸等領域也有良好的臨床效果。顱頜面硬組織植入修復體的材料和制備工藝是影響修復體質量的主要因素，也是頜面修復重建外科手術成功的關鍵。自20 世紀40 年代以來，很多學者開展了鈦生物學性能相關性研究，研究涉及材料物理、化學、生物醫(yī)學及先進電子顯微及生化分析等多個學科［3］。保證鈦合金植入物良好的生物相容性、力學相容性以及相應標準、工藝等問題是研制開發(fā)外科植入物產(chǎn)品的關鍵，現(xiàn)將應用于顱頜面硬組織鈦合金植入物材料的相關研究做一簡述如下。

1 顱頜面鈦合金植入常用材料的生物學性能

1.1 醫(yī)用鈦合金材料的生物相容性 鈦合金與人體之間相互作用后產(chǎn)生的各種物理化學，生物電學等反應或耐受能力，如細胞毒性、基因毒性、腐蝕性、溶血性、過敏性等各方面都具有良好的生物相容性，比不銹鋼和鈷基合金都要強。

鈦合金的顯微組織分類有α 型(如純鈦系統(tǒng))、α +β雙相混合型(如Ti6Al4V 等)或者β 型鈦合金。在進行醫(yī)用鈦合金材料顯微組織分類選型設計時，合金中的不同的組成元素應無不良反應。第一代Ti-6Al-4V (TC4)是典型的α+β 兩相高溫鈦合金，但此類合金含有V、Al 對生物體有毒副反應，且臨床應用發(fā)現(xiàn)V 生物毒性要超過Ni 和Cr［4］。第二代是以Nb、Fe 替代V 的α +β 型鈦合金Ti-6A1-7Nb 和Ti-5A1-2.5Fe 先后在瑞士和德國開發(fā)出并納入國際生物材料標準［5］。第三代低模量化近β 型醫(yī)用鈦合金Ti-13Nb-13Zr、Ti-12Mo-6Zr-2Fe (TMZF)，Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr (TNTZ)等成為全球醫(yī)用鈦合金材料的研究熱點和主攻方向。Ti-13Nb-13Zr 是美國1994 年研制且第一個被正式列入國際標準的醫(yī)用鈦金。Ti-12Mo-6Zr-2Fe (TMZF)在2000 年已被用來制造髖關節(jié)假體系統(tǒng)的股骨柄。這些新型β 鈦合金的彈性模量都比較低，有著良好的生物學相容性，防止骨密度下降以及降低植入體的失效幾率具有十分重要的意義［6］。

影響生物相容性的因素有植入物材料類型、器件形態(tài)及其表面形貌、組成、物理化學性質及力學性質等。為了改變生物材料表征和生物學性能，應用不同處理工藝的方式可以在較大范圍內控制顯微組織的形態(tài)，進一步提高其生物相容性和成骨性能［7-8］。常規(guī)性處理方法大致可分為機械法、物理法、化學法和電化學法，包括有噴砂、等離子鈦漿噴涂、羥基磷灰石涂層、微弧氧化、酸蝕或噴砂酸蝕結合等處理的鈦及鈦合金能夠促進表面類骨磷灰石的形成，縮短骨愈合過程都有利于新骨組織長入形成機械結合，從而提高植入物與骨組織的結合強度。

1.2 醫(yī)用鈦合金材料的生物力學相容性 骨與關節(jié)的替代物在人體會受到各種的彎曲、擠壓、拉伸、剪切等生物力學作用，因此對植入物極高的力學性能要求［9］。機械性能決定如何選擇一種特殊的應用金屬材料類型，其中最重要的屬性是硬度、抗拉強度、彈性模量、耐磨性、疲勞性能、和延伸率等。如果一個骨植入物因強度不足或在骨和植入物之間的力學性能不匹配，那么這個被稱為生物力學不相容。

鈦合金目前常用兩種方法研究以試圖減少或解決應力遮擋現(xiàn)象，獲取良好的生物力學相容性:其一開發(fā)新型醫(yī)用鈦合金降低鈦合金的彈性模量和提高鈦合金生物活性的研究。α 型(含Al 及O、N 等氣體元素)、β 型(含Mo、Nb、Ta、V 等)和α+β 型三類鈦合金顯微組織類型中的β型可再細分為近亞穩(wěn)定β 合金、亞穩(wěn)定β 合金及穩(wěn)定β 合金。對合金進行不同的處理控制α 相和β 相的適當比例及分布，形成不同的組織從而改善其力學性能。僅僅以一種鈦合金的某一單項力學指標與人體骨組織是否接近或匹配簡單判定其生物力學相容性的優(yōu)劣是不可取的。若提高鈦合金的強度，其金屬彈性模量、硬度/耐磨性、疲勞強度都將增加，而塑性將會降低。上述矛盾規(guī)律使得在應用中有時必須犧牲材料的部分力學強度來保證其他力學性能的匹配。例如，Al、V 元素對鈦合金的強化非常有效，但降低了材料的塑韌性，又提高了彈性模量，因此醫(yī)用鈦合金應避免采用或少量加入。但Zr、Nb、Ta、Mo、Hf、Sn 等元素能夠使鈦強化而對塑韌性不利影響較小，同時有利于降低鈦合金的彈性模量，可以優(yōu)選加入［10］。

其二可以改變修復體內腔結構設計制備多孔鈦可以降低彈性模量或剛度［11］。作為顱頜面植入物的Ti-6A1-4V合金多以致密態(tài)用來制備醫(yī)用產(chǎn)品，然而致密Ti6-Al4-V彈性模量110 GPa 而天然皮質骨從0.5 GPa 到20 GPa［12］。從生物力學相容性的角度來說，大量臨床研究表明，傳統(tǒng)的金屬植入材料的生物力學相容性較差，與骨組織的力學性能不匹配，與所替代的硬組織之間的界面結合力較弱，最終導致植入體松動或自體骨斷裂［13］。設計及制備一種具有三維孔隙結構的鈦合金等新植入物技術的應用及其性能的研究發(fā)現(xiàn)，孔隙的存在對植入物的性能有以下幾個方面的改善［14］。(1)金屬植入物的密度、強度和彈性模量可以通過對孔徑、孔隙率的大小來調整來達到力學相容性，避免植入體周圍的骨壞死，新骨畸變及其承載能力降低;(2)三維貫通的網(wǎng)孔狀結構及粗糙的內外表面有利于成骨細胞在其表面具有很強的粘附、分化和增殖潛能，能夠形成垂直性的骨愈合，實現(xiàn)植入物與骨的生物固定。除上述提到的組成、結構可以影響到材料的性能外，鈦合金的制造和加工工藝同樣也可以在比較寬的范圍內調節(jié)材料的力學性能和耐腐蝕性能。

2 顱頜面鈦合金個性化植入物加工工藝性能

鈦合金具有優(yōu)異的性能，因此需要各種成型方法來將其加工成為滿足要求的特定形狀。顱頜面醫(yī)用鈦合金植入物可采用精密鍛造工藝、軋制型材工藝制備、真空熔模精密鑄造工藝等減材制造方法制備，熱等靜壓工藝可以消除合金鑄件內部疏松組織，使合金性能得到改善。由于顱頜面骨結構的復雜性，對于其缺損畸形的修復體設計制造一直是個研究的難點，采用計算機輔助設計(CAD)、計算機輔助數(shù)值模擬技術(CAE)，增材制造技術(AM:Additive Manufacturing)等制備，可以保證最終修復體與顱頜面骨復雜的外部形狀和內部結構精確控制?；陔娮邮蚣す獾目焖僭?D 打印技術可以根據(jù)任意復雜的三維CAD 模型設計來直接獲得各種內部空間結構和不同孔隙度的三維網(wǎng)狀多孔鈦合金植入物，生物學表面粗化更為合理，工藝更為可靠。且能夠通過精確設計制備網(wǎng)狀結構單元及網(wǎng)孔大小、空間分布、外形形狀等，進而調整其力學性能，達到與人體硬組織力學性能相匹配，實現(xiàn)個性化制造。

增材制造技術，也叫自由成型制造，又叫3D 打印技術。應用包括上、下頜骨等顱頜面不同程度的缺損重建中成為3D 金屬打印技術制備個性化植入物的主要目標。用于直接制造鈦合金植入物的3D 金屬打印技術主要有:電子束熔化(Electron Beam Melting，EBM)、選區(qū)激光熔化(Selective Laser Melting，SLM)等。這兩種方法已經(jīng)引起極大的關注，因為他們提供準確控制內部孔隙結構和復雜的形狀。3D 打印制造鈦合金技術之所以難度大，是因為金屬的熔點比較高，涉及到了金屬的固液相變、表面擴散以及熱傳導等多種物理過程。需要考慮的問題還包括，鈦合金成型后的晶體組織是否良好、整個試件是否均勻、內部雜質和孔隙的大小等等。另外，快速的加熱和冷卻還將引起試件內較大的殘余應力。

2.1 電子束熔化技術是20 世紀90 年代中期發(fā)展起來的以電子束為能量源，計算機系統(tǒng)控制電子通過對金屬粉末進行選區(qū)熔化和鋪粉再熔化，整個加工過程是在真空環(huán)境下進行的。Ti-6Al-4V 合金在制備過程中成型腔溫度保持在626～700 ℃，使得合金有較好的顯微組織形態(tài)和力學性能的匹配。其優(yōu)點在于較高的溫度使得制備的合金處于去應力退火狀態(tài)，消除零件的殘余應力;保證了合金顯微組織的均勻性;使得零件的合金成分更純凈，降低氧含量;減少了馬氏體相的生成。英國的Al-Bermani、Blackmore 等學者利用Arcam S12 型EBM 設備制備出Ti-6Al-4V 合金，并對合金的顯微組織、織構和力學性能進行了深入研究。美國學者Bass 對EBM 法制備的Ti-6Al-4V 合金顯微組織和力學性能進行了研究，指出合金具有良好的力學性能，用此種方法制備的合金拉伸性能與傳統(tǒng)方法制備的合金具有可比性［15］。美國的Koike 和Joshi 等學者利用Arcam A2型EBM 設備制備了用于牙科植入的Ti-6Al-4V ELI 合金，并對合金進行了拉伸測試和疲勞測試［16-17］。美國的Murr 等對EBM 法Ti-6Al-4V 合金的組織和力學性能進行了研究，并與鍛態(tài)的Ti-6Al-4V 合金進行對比。研究論證了利用EBM 法可制備出與鍛態(tài)合金強度和塑性相當?shù)腡i-6Al-4V 合金，并可應用于醫(yī)療植入件的制備［18］。另有國內外學者對EBM 法Ti-6Al-4V 合金多孔材料進行了壓縮性能測試和疲勞測試［19］。臨床首例應用EBM 制造的下頜骨于2011 年成功為一個83 歲的女性植入體內。大多數(shù)定制的鈦種植體都是通過機械加工，鑄造、鍛造等制備工藝完成，而直接金屬制造例如EBM 優(yōu)于這些技術，因為它不只有直接改變植入物的表面形貌，還可以根據(jù)計算機輔助設計文件制造具有特定的形狀和結構植入物。用EBM 制造植入物替代傳統(tǒng)的銑削和車削是經(jīng)濟可行已在Cronskr 等研究中討論過。

2.2 選區(qū)激光熔化技術是1995 年德Fraunhofer 研究所提出的利用金屬粉末在激光束的熱作用下完全熔化、經(jīng)冷卻凝固而成型的一種技術。SLM 技術現(xiàn)已被驗證能夠成功應用于生物醫(yī)學鈦合金制造，可以成型實體材料，也能夠根據(jù)要求獲得可控孔隙率及對應抗壓強度的多孔材料。德國基爾大學的Warnke PH 等運用LDH，MTT，BrdU 和WST 等典型方法測試了SLM 成型Ti-6Al-4V 支架的孔隙大小對其生物相容性和抗壓性能的影響［20］。

3 結 語

作為外科植入件要求植入的鈦合金材料在長期生理環(huán)境中具有良好的生物相容性及力學相容性，是確保在體內長期安全穩(wěn)定服役并發(fā)揮治療效果重要因素。除了需要嚴格設計和選擇無不良反應的合金添加元素并保證材料冶金及加工質量外，對其內部顯微組織、微觀結構進行控制和對材料表面狀態(tài)改性、優(yōu)化處理也是重要技術手段。

對顱頜面用鈦金屬植入材料的研究還包括:(1)改進現(xiàn)有的和開發(fā)新的表面活化方法，提高植入材料的耐磨性和耐蝕性等性能，進一步提高鈦合金材料與顱頜面硬組織的相容性;(2)個性化定制三維網(wǎng)狀植入物設計及制備。關于顱頜面硬組織修復及替換材料三維網(wǎng)狀鈦合金植入物的3D 金屬打印研究是一個交叉多學科的綜合領域，需要醫(yī)工加強交流，下一步的研究趨勢為:(1)不同顱頜面缺損部位CT 掃描數(shù)據(jù)，逆向工程CAD 再建模后設計三維多孔結構植入物的個體化設計;(2)在網(wǎng)狀狀結構設計中，基于生物力學模擬分析仿生設計提出網(wǎng)孔狀結構及分布達到應有足夠的剛度和強度，解決應力屏蔽問題，同時具有一定的強度以滿足承力需要，保證其被植入人體體內后不會發(fā)生變形破壞;(3)體外實驗力學及體內植入實驗的研究所得數(shù)據(jù)信息，對網(wǎng)狀結構鈦合金的孔隙參數(shù)、力學性能及內外表面狀態(tài)進行調整，加快其在臨床植入的應用進程;(4)3D 金屬打印技術應用于三維網(wǎng)狀結構鈦合金支架結構制造，克服了傳統(tǒng)制造方法中存在的支架復雜外形制造困難和內部微結構無法控制的缺陷，不受支架幾何結構復雜性的限制，對制造的支架的孔徑、孔隙率以及孔隙率和微觀結構的分布進行控制。而且還可以通過有限元分析預先支架的結構進行優(yōu)化，以實現(xiàn)改善支架機械強度等某些特殊要求

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