賈曉瑞，辛海濤，張 強(qiáng)，宋鑫磊，安佰利

(1.第四軍醫(yī)大學(xué)口腔醫(yī)院修復(fù)科，軍事口腔醫(yī)學(xué)國家重點實驗室，陜西西安710032 2.蘭州軍區(qū)空軍機(jī)關(guān)醫(yī)院，甘肅蘭州730020)

純鈦材料具有良好的生物相容性和耐腐蝕性，且能與牙槽骨組織形成良好的骨結(jié)合，因此作為種植體材料已廣泛應(yīng)用于臨床［1］。但純鈦的機(jī)械強(qiáng)度比鈦合金低，將純鈦種植體應(yīng)用于臨床時會因種植體折斷而影響種植修復(fù)壽命［2］。另有文獻(xiàn)報道，鈦合金的機(jī)械強(qiáng)度雖相對較高，但由于該合金中所含的鋁和釩元素會對人體產(chǎn)生毒副作用，也在一定程度上限制了其作為種植體材料在口腔臨床中的應(yīng)用［3-4］。因此，需要對純鈦材料的組織與結(jié)構(gòu)進(jìn)行研究，以提高其機(jī)械性能來滿足臨床種植需要。

晶粒細(xì)化是一種通過改變金屬材料的晶粒大小和結(jié)構(gòu)來提高其機(jī)械性能的方法，而且在細(xì)化過程中不會形成任何有害元素［5］。本課題組前期研究發(fā)現(xiàn)，采用等通道擠壓技術(shù)對純鈦材料的晶粒進(jìn)行細(xì)化處理后，可使其晶粒直徑由40 μm減小到300 nm;細(xì)化后的材料硬度值由1 496 MPa上升到2 458 MPa，動態(tài)、靜態(tài)壓縮屈服強(qiáng)度分別從900、300 MPa 上升到1 240、772 MPa［6］。Park 等研究也證明，超細(xì)晶純鈦能促進(jìn)成骨細(xì)胞在其表面的黏附和繁殖［7］。以上研究結(jié)果提示，具有更高強(qiáng)度和良好生物相容性的超細(xì)晶純鈦更適合作為種植體的材料用于臨床。

為了提高種植體的骨結(jié)合率和減少種植失敗的風(fēng)險，現(xiàn)有的純鈦種植體都要進(jìn)行表面處理［8-10］。表面處理技術(shù)主要有物理方法、電化學(xué)方法和化學(xué)方法［11-13］，其中微弧氧化(MAO)是目前應(yīng)用較廣，改性效果好并且技術(shù)成熟的方法［14-16］。為了能將超細(xì)晶純鈦應(yīng)用于口腔種植修復(fù)，本實驗采用微弧氧化技術(shù)在超細(xì)晶純鈦表面制備氧化涂層，并通過測量氧化涂層的組成及其相關(guān)性能評價，以探討微弧氧化技術(shù)用于超細(xì)晶純鈦材料表面處理的可行性。

1 材料和方法

1.1 試件制備

取直徑10 mm、長10 cm的圓柱狀商業(yè)純鈦(99.5%，2級)(西北工業(yè)大學(xué))用等通道擠壓(ECAP)模具常溫下擠壓4道次，然后進(jìn)行熱處理將其制成超細(xì)晶純鈦材料(圖1)。分別取上述制備的超細(xì)晶純鈦和普通純鈦，將其線切割成直徑6 mm、厚3 mm的圓盤狀試件后，用SiC砂紙拋光至1 500目;然后再依次用丙酮、無水乙醇、去離子水各超聲震蕩清洗3次備用。

圖1 等通道擠壓技術(shù)示意圖和制備的超細(xì)晶純鈦

1.2 制備微弧氧化涂層

取上述制備的超細(xì)晶純鈦試件和普通純鈦試件(作為對照)各12個，分別置于微弧氧化設(shè)備(MAO-100D，長安大學(xué)提供)中的陽極處;然后以不銹鋼板作為陰極，混合性水溶液作為電解液，并在電壓450 V、單脈沖、頻率500 Hz、循環(huán)周期為15%的條件下進(jìn)行微弧氧化處理15 min。

1.3 微弧氧化涂層性能測定

微弧氧化處理結(jié)束后，將兩種試件各隨機(jī)分為2組(每組6個試件)。一組采用X射線能譜儀(ZEISS SUPRATM55，徳國)分析各試件氧化涂層的元素組成，場發(fā)射掃描電子顯微鏡(SEM)(ZEISS SUPRATM55，徳國)觀察并測量各試件氧化涂層表面和橫斷面的形貌及其厚度;另一組采用三維形貌掃描儀(NANOVEA，美國)測量各試件氧化涂層的表面粗糙度、涂層附著力自動劃痕儀(WS-2005，蘭州)測量各試件氧化涂層與基體的結(jié)合力強(qiáng)度。每種測量方法均在每個試件上各隨機(jī)測量3個部位，并取其平均值。

1.4 統(tǒng)計學(xué)分析

2 結(jié)果

2.1 各組微弧氧化涂層的元素組成

超細(xì)晶純鈦實驗組和普通純鈦對照組微弧氧化涂層的元素組成(圖2)。超細(xì)晶純鈦表面涂層的各元素比例分別為:O(47.12%)、Ti(35.53%)、P(6.98%)、Si(10.35%)、C(0.02%)，普通純鈦表面涂層的各元素比例分別為:O(47.45%)、Ti(35.75%)、P(9.61%)、Si(7.17%)、C(0.02%)，兩組各元素的比例均無顯著性差異(P＞0.05);提示，超細(xì)晶純鈦經(jīng)微弧氧化處理后其表面的元素組成未發(fā)生明顯變化。

圖2 兩種材料表面涂層的元素組成

2.2 各組氧化涂層表面和橫截面的形貌及其厚度

SEM觀察顯示:微弧氧化處理后，超細(xì)晶純鈦和普通純鈦表面均形成了疏松多孔的氧化涂層，兩組試件的涂層表面均分布有火山口狀圓形或橢圓形微孔，其中超細(xì)晶純鈦表面氧化涂層的孔隙率大于普通純鈦的氧化涂層(圖3);通過觀察各試件表面涂層的橫截面形貌可見，兩組試樣表面的涂層均由兩部分組成，分別為:接觸底物結(jié)構(gòu)致密的內(nèi)層和含釋放通道疏松而多孔的外層(圖4)。涂層厚度:超細(xì)晶純鈦組為(7.833±0.771)μm，普通純鈦組為(4.775±0.558)μm，二者相比有顯著差異(P＜0.05)(表1)。

圖3 兩種材料表面形貌(SEM，×5 000)

圖4 超細(xì)晶純鈦和普通純鈦涂層的橫截面(SEM，×5000)

2.3 各組微弧氧化涂層的粗糙度

三維形貌掃描儀顯示:超細(xì)晶純鈦和普通純鈦兩種材料經(jīng)微弧氧化處理后所形成的氧化涂層均呈現(xiàn)出高低不平的粗糙界面(圖5)，其粗糙度值分別為(1.391±0.143)μm 和(1.346±0.091)μm(P＞0.05)(表1)。

圖5 超細(xì)晶純鈦和普通純鈦氧化涂層表面的三維形貌

2.4 各組微弧氧化涂層的結(jié)合力

涂層附著力自動劃痕儀測定結(jié)果顯示，超細(xì)晶純鈦和普通純鈦經(jīng)微弧氧化處理后所形成的氧化涂層與其基體之間的結(jié)合力值分別為:(23.900±1.267)N、(23.867±1.134)N(P＞0.05)(表1)。

表1 各組微弧氧化涂層的厚度、粗糙度和結(jié)合力比較(s)

表1 各組微弧氧化涂層的厚度、粗糙度和結(jié)合力比較(s)

組別 樣本數(shù) 氧化膜厚度(μm)粗糙度(μm)結(jié)合力(N)超細(xì)晶純鈦6 7.833±0.771 1.391±0.143 23.900±1.267普通純鈦 6 4.775±0.558 1.346±0.091 23.867±1.134 t值 9.984 0.649 0.048 P值 ＜0.05 ＞0.05 ＞0.05

3 討論

鈦因其優(yōu)異的生物相容性和耐腐蝕性，現(xiàn)已被廣泛應(yīng)用于口腔種植修復(fù)中。但由于純鈦材料的機(jī)械強(qiáng)度相對較低，如何提高其力學(xué)性能是近年來口腔種植研究的熱點。等通道擠壓是Segal等［17］20世紀(jì)80年代提出的一種制備納米材料的加工方法，所用模具由兩個成一定角度的等徑通道組成，材料受壓后可通過純剪切應(yīng)力改變晶粒結(jié)構(gòu)和大小，且能在不改變試樣尺寸的前提下進(jìn)行多次擠壓變形，以增大總應(yīng)變量，并使晶粒得到進(jìn)一步細(xì)化。本課題組前期研究表明，通過等通道擠壓可使純鈦的晶粒明顯細(xì)化、硬度和屈服強(qiáng)度明顯提高，且不會明顯改變其彈性模量，從而有利于純鈦與骨組織發(fā)生骨結(jié)合;生物安全性試驗也表明，超細(xì)晶純鈦無毒性反應(yīng)、不含抑制細(xì)胞生長成分、不會引起溶血(溶血率為1.6%)，并且對黏膜無刺激性［6］。以上研究結(jié)果提示，晶粒細(xì)化后的純鈦材料具有更好的機(jī)械性能和生物安全性，更適合作為牙科種植體材料應(yīng)用于臨床。

為了使超細(xì)晶化純鈦材料能應(yīng)用于口腔種植修復(fù)，還要對其表面進(jìn)行處理，使之能與骨組織形成良好的骨結(jié)合。目前，用于純鈦材料表面處理的方法主要有物理方法、電化學(xué)方法和化學(xué)方法。微弧氧化是近年來在陽極氧化的基礎(chǔ)上建立起來的一種在有色金屬表面原位生長陶瓷膜的新技術(shù)，其過程和機(jī)制包括熱析出、元素擴(kuò)散、等離子化學(xué)反應(yīng)和電泳效應(yīng)等。對純鈦表面進(jìn)行微弧氧化處理，可將其表層的Ti原子轉(zhuǎn)化為內(nèi)層致密、外層多孔的穩(wěn)定的TiO2活性陶瓷層，有利于提高鈦植入體的生物活性［18-19］。本實驗選用微弧氧化技術(shù)對試件進(jìn)行表面處理，通過元素分析可知，超細(xì)晶純鈦實驗組和普通純鈦對照組表面氧化涂層中的主要元素均為 O、Ti、P、Si、C，兩種材料表面涂層的各組成元素比例基本相同;其中Ti為基體成分，O為微弧氧化過程中產(chǎn)生，而少量P、Si和C的存在則說明:在微弧氧化過程中，有電解液中的離子沉積到試件表面，并參與了氧化膜的形成，從而形成了含有不同元素的氧化層。涂層表面形貌觀察結(jié)果顯示，微弧氧化處理后的兩組試件表面均形成了疏松多孔的氧化涂層，從而為成骨細(xì)胞的黏附提供了結(jié)構(gòu)基礎(chǔ)。Akin等［20］發(fā)現(xiàn)，鈦種植體表面粗糙度的增加可以增加磷酸鈣鹽的沉積，并能提高成骨細(xì)胞造蛋白質(zhì)和提取鈣離子的能力;而疏松多孔的表面則有利于成骨細(xì)胞的黏附和增殖，并增強(qiáng)種植體與骨組織間的結(jié)合力。本實驗發(fā)現(xiàn)，普通純鈦組涂層表面的粗糙度為(1.346±0.091)μm，超細(xì)晶純鈦組涂層表面的粗糙度為(1.391±0.143)μm，均可為成骨細(xì)胞的黏附和骨組織的結(jié)合提供較為理想的表面形貌。有研究發(fā)現(xiàn)，涂層的厚度小于10 μm時，涂層和基體間可形成較牢固的結(jié)合。本實驗發(fā)現(xiàn)，超細(xì)晶和普通純鈦的涂層厚度分別為(7.833±0.771)μm、(4.775±0.558)μm，而兩者的結(jié)合強(qiáng)度分別為(23.900±1.267)N、(23.867±1.134)N，無明顯差異。該結(jié)果表明，雖然超細(xì)晶純鈦組和普通純鈦組的氧化涂層厚度有差異，但涂層與其基體間仍形成了較高的結(jié)合力;提示機(jī)械性能優(yōu)越的超細(xì)晶純鈦經(jīng)微弧氧化后，可以作為種植體材料并在臨床中應(yīng)用。關(guān)于其生物安全性、生物相容性尚需進(jìn)一步研究。

本實驗采用微弧氧化技術(shù)分別在超細(xì)晶純鈦和普通純鈦表面制備氧化涂層，并通過測定氧化層的組成及其相關(guān)性能評價，探討微弧氧化技術(shù)用于超細(xì)晶純鈦材料表面處理的可行性。結(jié)果表明，超細(xì)晶和普通純鈦表面生成的氧化涂層在元素組成、表面形態(tài)和粗糙度等方面，均未見明顯差異;雖然超細(xì)晶純鈦組表面的涂層厚度明顯高于普通純鈦組，但兩者的涂層與其基體的結(jié)合強(qiáng)度均較高，且無顯著性差異，均能滿足臨床種植體的使用要求。提示，機(jī)械性能良好的超細(xì)晶純鈦經(jīng)微弧氧化處理后，可在其表面形成性能良好的氧化涂層，從而為超細(xì)晶純鈦的后續(xù)生物學(xué)研究及其在口腔種植中的應(yīng)用提供了實驗室依據(jù)。

［1］Rack HJ，Qazi JI.Titanium alloys for biomedical applications［J］.Mat Sci Eng C ，2006，26(8):1269-1277.

［2］Hao YL，Li SJ，Sun BB，et al.Ductile titanium alloy with low Poisson＇s ratio［J］.Phys Rev Lett，2007，98(21):216405-216408.

［3］Latysh V，Krallics G，Alexandrov I，et al.Application of bulk nanostructured materials in medicine［J］.Curr Appl Phys ，2006，6(2):262-266.

［4］Moskalyk RR，Alfantazi AM.Processing of vanadium:a review［J］.Miner Eng，2003，16(9):793-805.

［5］Ko YG，Shin DH，Park KT，et al.An analysis of the strain hardening behavior of ultra-fine grain pure titanium［J］.Scripta Mater，2006，54(10):1785-1789.

［6］張強(qiáng)，辛海濤，李愷，等.等通道擠壓超細(xì)晶純鈦材料生物安全性研究［J］.實用口腔醫(yī)學(xué)雜志，2014，30(3):302-305.

［7］Park JW，Kim YJ，Park CH，et al.Enhanced osteoblast response to an equal channel angular pressing-processed pure titanium substrate with microrough surface topography［J］.Acta Biomater，2009，5(8):3272-3280.

［8］Liu XY，Chu PK，Ding CX.Surface modification of titanium，titanium alloys and related materials for biomedical applications［J］.Mater Sci Eng R，2004，47:49-121.

［9］Xie YT，Liu XY，Huang AP，et al.Improvement of surface bioactivity on titanium by water and hydrogen plasma immersion ion implantation［J］.Biomaterials，2005，26(31):6129-6135.

［10］Kim HW，Kim HE，Knowles JC.Fluor-hydroxyapatite sol-gel coating on titanium substrate for hard tissue implants［J］.Biomaterials，2004，25(17):3351-3358.

［11］Pham MT，Matz W，Reuther H，et al.Ion beam sensitizing of titanium surfaces to hydroxyapatite formation［J］.Surf Coat Technol，2000，128-129:313-319.

［12］Feng B，Chen JY，Qi SK，et al.Carbonate apatite coating on titanium induced rapidly by precalcification［J］.Biomaterials，2002，23(1):173-179.

［13］Toworfe GK，Composto RJ，Shapiro IM，et al.Nucleation and growth of calcium phosphate on amine-，carboxyl-and hydroxyl-silane self-assembled monolayers［J］.Biomaterials，2006，27(4):631-642.

［14］Wang YM，Liang BL，Lei TQ，et al.Microarc oxidation coating formed on Ti6Al4V in Na2SiO3system solution:microstructure，mechanical and tribological properties［J］.Surf Coat Technol，2006，201(1-2):82-89.

［15］Li LH，Kong YM，Kim HW，et al.Improved biological performance of Ti implants due to surface modi?cation by microarc oxidation［J］.Biomaterials ，2004，25(14):2867-2875.

［16］Ryu HS，Song WH，Hong SH.Biomimetic apatite induction of P-containing titania formed by micro-arc oxidation before and after hydrothermal treatment［J］.Surf Coat Technol ，2008，202(9):1853-1858.

［17］Segal VM，Reznikovv VI，Drobyshevskiy AE，et al.Plastic working of metals by simple shear［J］.Russian Metallurgy，1981(1):99-105.

［18］Wei DQ，Zhou Y，Jia DC，et al.Characteristic and in vitro bioactivity of a microarc-oxidized TiO2-based coating after chemical treatment［J］.Acta Biomater，2007，3(5):817-827.

［19］Song WH，Jun YK，Han Y，et al.Biomimetic apatite coating on micro-arc oxidized titania［J］.Biomaterials，2004，25(17):3341-3349.

［20］Akin FA，Zreiqat H，Jordan S，et al.Preparation and analysis of macroporous TiO2films on Ti surfaces for bone-tissue implants［J］.Biomed Mater Res，2002，57(4):588-596.