肖文龍，付 雨，王俊帥，曾 達(dá)，梁雄偉，陳 恒，趙新青，馬朝利

(1 北京航空航天大學(xué) 材料科學(xué)與工程學(xué)院，北京 100191；2 大博醫(yī)療科技股份有限公司，福建 廈門 361026)

隨著醫(yī)療器械行業(yè)的快速發(fā)展，人們對接骨板、牙種植體和人工關(guān)節(jié)等硬組織修復(fù)替代材料的需求越來越大。相比于不銹鋼和Co-Cr合金，鈦及鈦合金具有高比強(qiáng)度、低彈性模量、優(yōu)異的耐腐蝕性和生物相容性等優(yōu)點，在臨床上已經(jīng)得到了廣泛應(yīng)用。然而，傳統(tǒng)的生物醫(yī)用鈦合金如Ti-6Al-4V和Ti-6Al-7Nb等，由于存在Al,V等對人體有毒元素，并且彈性模量遠(yuǎn)高于人體骨骼，在生物相容性和力學(xué)相容性方面無法滿足醫(yī)用金屬材料的要求。以Ti-Nb基為代表的生物醫(yī)用β型鈦合金，具有更優(yōu)異的生物相容性、更低的彈性模量以及超彈性和形狀記憶等功能特性，已成為新一代醫(yī)用金屬材料重點的發(fā)展方向。本文將綜述生物醫(yī)用鈦合金的發(fā)展歷程，重點介紹Ti-Nb基鈦合金的設(shè)計與制備方法和發(fā)展現(xiàn)狀，并展望醫(yī)用鈦合金的發(fā)展趨勢。

1 生物醫(yī)用鈦合金的基本特征及發(fā)展概況

1.1 醫(yī)用金屬材料的基本特征

醫(yī)用植入金屬材料的安全性對其綜合性能提出了高要求。植入物在使用過程中承受力學(xué)/化學(xué)環(huán)境的交互作用，除了應(yīng)具備低彈性模量、高強(qiáng)度、耐磨損和優(yōu)異的疲勞性能等之外，還應(yīng)具有無毒、不致敏和不致癌等生物相容性。針對不同用途的醫(yī)用金屬材料，其性能要求的側(cè)重點也不同，例如對于人工關(guān)節(jié)和接骨板等需要承受較大載荷的外科植入物用金屬材料，除了應(yīng)滿足良好的生物相容性(biocompatibility)、化學(xué)穩(wěn)定性以及耐腐蝕性外，還對其力學(xué)相容性(mechanical compatibility)提出了額外的要求，如高強(qiáng)度、高韌性、低彈性模量、良好的耐磨性和足夠的疲勞壽命等。目前常用的醫(yī)用金屬材料主要為316L不銹鋼、Co-Cr合金以及純鈦和鈦合金。表1為常用金屬元素的生物相容性及各項生物性能指標(biāo)，可以知道Co,Cr和Ni等元素存在生物毒性[1]。并且，醫(yī)用不銹鋼(210～250 GPa)和Co-Cr合金(190～210 GPa)的彈性模量遠(yuǎn)高于人骨(10～30 GPa)[2]，容易引起“應(yīng)力屏蔽”效應(yīng)而導(dǎo)致植入物失效，無法滿足長期使用的要求。鈦及鈦合金因具有高比強(qiáng)度、低彈性模量、優(yōu)異的生物相容性和耐腐蝕性等綜合特性，成為當(dāng)前生物醫(yī)用金屬材料領(lǐng)域的研究熱點和重要候選材料[3]。

表1 鈦合金中常用合金化元素的生物相容性[1]Table 1 Biocompatibility of common alloying elements in Ti alloys[1]

1.2 醫(yī)用鈦合金的發(fā)展概況

生物醫(yī)用鈦合金的發(fā)展可以劃分為三代。第一代是純鈦和Ti-6Al-4V(質(zhì)量分?jǐn)?shù)，下同)。Ti-6Al-4V具有良好的耐蝕性、較低的彈性模量(110～130 GPa)和優(yōu)良的強(qiáng)塑性匹配，在醫(yī)用金屬材料領(lǐng)域獲得了廣泛應(yīng)用。然而，其彈性模量為人體骨骼的4～20倍，且臨床使用發(fā)現(xiàn)Al元素和V元素可能導(dǎo)致阿茲海默癥、神經(jīng)紊亂和骨軟化等不良反應(yīng)[4]。隨后，德國和瑞士在20世紀(jì)80年代分別用Fe和Nb替代V，開發(fā)了以Ti-5Al-2.5Fe和Ti-6Al-7Nb為代表的第二代α+β型醫(yī)用鈦合金[5]。Ti-5Al-2.5Fe和Ti-6Al-7Nb具有與Ti-6Al-4V相近的力學(xué)性能和更優(yōu)的生物相容性，但仍含有潛在毒性元素Al，且彈性模量仍遠(yuǎn)高于人骨[6]。為了進(jìn)一步改善醫(yī)用鈦合金的生物相容性和力學(xué)相容性，自20世紀(jì)90年代開始，世界各國相繼開展了不含Al和V等有毒元素且具有更低彈性模量的第三代β型醫(yī)用鈦合金的研究，并開發(fā)了一系列新型醫(yī)用鈦合金，如美國的Ti-13Nb-13Zr, Ti-12Mo-6Zr-2Fe(TMZF)和Ti-35Nb-7Zr-5Ta(T-Osteum)，日本的Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr(TNTZ)和Ti-23Nb-0.7Ta-2Zr-1.2O(原子分?jǐn)?shù)/%，Gum metal)，中國的Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti-2448),TLE(Ti-(3～6)Zr-(2～4)Mo-(24～27)Nb)與TLM(Ti-(1.5～4.5)Zr-(0.5～5.5)Sn-(1.5～4.4)Mo-(23.5～26.5)Nb等。表2給出了目前列入ASTM標(biāo)準(zhǔn)的醫(yī)用鈦合金及力學(xué)性能?？梢钥闯觯乱淮t(yī)用鈦合金大多為Ti-Nb體系，并添加了表1[1]列出的Mo,Ta,Zr和Sn等生物友好元素，具有比純鈦和Ti-6Al-4V等醫(yī)用鈦合金更低的彈性模量與更優(yōu)的生物相容性。Ti-Nb基鈦合金通過合金成分設(shè)計和微觀組織調(diào)控可以獲得優(yōu)異的生物相容性、低彈性模量、高強(qiáng)度、超彈性和形狀記憶效應(yīng)等特性[7-8]，受到了材料和醫(yī)學(xué)領(lǐng)域研究人員的廣泛關(guān)注。

表2 列入ASTM標(biāo)準(zhǔn)的醫(yī)用鈦合金Table 2 Titanium alloys for biomedical applications registered in ASTM standard

2 新型生物醫(yī)用鈦合金的成分設(shè)計方法

新型醫(yī)用鈦合金以近/亞穩(wěn)β鈦合金為主，將降低彈性模量作為發(fā)展第三代醫(yī)用鈦合金的重要目標(biāo)之一。鈦合金的彈性模量與相組成以及β相的結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性密切相關(guān)，可借助經(jīng)驗方法和理論計算設(shè)計合金成分，獲得低彈性模量。傳統(tǒng)鈦合金的成分設(shè)計主要基于鉬當(dāng)量([Mo]Eq)經(jīng)驗方法，其計算公式為[9]：[Mo]Eq=1.0Mo+0.67V+0.44W+0.28Nb+0.22Ta+2.9Fe+1.25Cr+1.25Ni+1.7Mn-1.0Al，鉬當(dāng)量與β相穩(wěn)定性成正比。新型醫(yī)用鈦合金含有較高含量的Nb,Mo,Zr,Sn和Ta等元素，而鉬當(dāng)量經(jīng)驗法將Zr和Sn視為中性甚至α穩(wěn)定元素，未計入計算公式中。但研究發(fā)現(xiàn)，當(dāng)Zr和Sn與Nb和Mo等β穩(wěn)定元素復(fù)合添加時，能有效抑制α″馬氏體和無熱ω相的形成，表現(xiàn)為較強(qiáng)的β穩(wěn)定元素作用，且其β穩(wěn)定作用的強(qiáng)弱還與所添加的其他β穩(wěn)定元素的種類和含量有關(guān)[10-11]。近年來，研究學(xué)者提出將Zr作為鈦合金中弱β穩(wěn)定元素，其鉬當(dāng)量系數(shù)為0.34或0.47，而Sn的鉬當(dāng)量系數(shù)為0.38或0.30[12-13]。此外，研究表明間隙元素O和N等α穩(wěn)定元素也是新型醫(yī)用鈦合金的理想合金化元素，溶入β相中的O和N元素實際起著穩(wěn)定β相的作用[14]，但并未計入鉬當(dāng)量計算或被作為α穩(wěn)定元素看待。因此，鉬當(dāng)量只能粗略估算醫(yī)用鈦合金的β相穩(wěn)定性，在進(jìn)行β型醫(yī)用鈦合金的成分設(shè)計時，應(yīng)充分考慮Zr,Sn和O等元素對β相的穩(wěn)定作用和合金化元素間的交互作用，并結(jié)合其他方法進(jìn)行成分設(shè)計。

(1)

式中：Xi為元素i的原子分?jǐn)?shù)；(Bo)i和(Md)i分別為元素i的Bo和Md值。

圖圖及常見Ti-Nb基醫(yī)用鈦合金在其中的位置(a)[16]以及合金元素Nb,Mo,Ta,Zr,Sn和Hf對和值的影響趨勢(b)[10] map showing the positions of some typical Ti-Nb based biomedical Ti alloys (a)[16] and the effect trend of Nb,Mo,Ta,Zr,Sn and Hf addition on values (b)[10]

You等[18]在d-電子理論的基礎(chǔ)上，考慮鈦與其他合金化元素間的鍵合力(bonding force，BF)，進(jìn)行低彈性模量鈦合金的設(shè)計，設(shè)計的Ti-11Nb-38Zr(原子分?jǐn)?shù)/%)的彈性模量低至38 GPa。基于庫侖定律，合金元素間的鍵合力計算方式為：

(2)

需要特別注意的是，d-電子理論、平均價電子濃度和鉬當(dāng)量等方法均是建立在Ti-M二元合金(M為合金化元素)的基礎(chǔ)上發(fā)展而來的半經(jīng)驗方法，僅考慮了Ti元素與第二組元元素之間的相互作用。新型醫(yī)用鈦合金的多元合金化元素間的交互作用比較復(fù)雜，采用d-電子理論、平均價電子濃度法和鉬當(dāng)量進(jìn)行合金成分設(shè)計會與預(yù)期出現(xiàn)偏差。這可能是由于在具有較高Zr,Sn和O含量的鈦合金中，這些合金化元素可被視為點缺陷，抑制了宏觀長程馬氏體轉(zhuǎn)變和無熱ω相，形成納米疇(nanodomain)即O′相，從而將室溫不穩(wěn)定的β相穩(wěn)定至室溫，獲得低彈性模量、超彈性和高強(qiáng)度等多種特性，但并未反映在電子參數(shù)和鉬當(dāng)量計算中。此外，合金化元素之間存在相互作用，而這些平均參量設(shè)計法沒有考慮它們之間的相互作用。因此，在進(jìn)行新型醫(yī)用β鈦合金成分設(shè)計時，應(yīng)充分考慮多組元間的交互作用，綜合利用各種手段，如高通量實驗法、第一性原理計算、人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)和團(tuán)簇線配比法等。

3 Ti-Nb基醫(yī)用鈦合金的研究進(jìn)展

3.1 合金元素的作用

新型醫(yī)用鈦合金設(shè)計的基本原則是抑制α′,α″和ω相的形成，獲得低穩(wěn)定性的近/亞穩(wěn)β鈦合金。合金化元素的選取考慮生物相容性、β相穩(wěn)定作用以及固溶強(qiáng)化效果等。從表1[1]可知，可選取的生物相容性元素為Nb,Mo,Ta,Zr,Sn,Hf(注：Mo的生物相容性較低)以及間隙元素O和N。根據(jù)鈦合金的物理冶金原理，Nb,Mo,Ta為β穩(wěn)定元素，Zr,Sn,Hf為中性元素，O和N通常被視為α穩(wěn)定元素。

圖2[28-32]列出了上述合金化元素對Ti-M二元和Ti-Nb-M三元合金(M為合金化元素)的馬氏體相變開始溫度(Ms)的影響，Mo是最強(qiáng)的β穩(wěn)定元素，每添加1%(原子分?jǐn)?shù))Mo，Ms降低88 K，當(dāng)Mo與Nb復(fù)合添加時，Mo的β穩(wěn)定作用更強(qiáng)，添加1%(原子分?jǐn)?shù))Mo使Ti-Nb的Ms降低120 K[32]。Nb的β穩(wěn)定作用次之，每添加1%(原子分?jǐn)?shù))Nb，Ms可以降低40 K[33]，Ta較弱，每添加1%(原子分?jǐn)?shù))Ta，Ms降低30 K[28]。Nb,Mo,Ta,Zr,Hf在β相中均可無限互溶，產(chǎn)生固溶強(qiáng)化作用。實驗和理論計算均表明，在Nb含量低于26%(原子分?jǐn)?shù))時，隨著Nb含量增加，Ti-Nb合金應(yīng)力誘發(fā)α″馬氏體相變所需的臨界應(yīng)力降低[34-35]。Mo的原子半徑和熔點與Nb比較接近，但Ti-Mo合金的超彈性和形狀記憶效應(yīng)較差[36]。金屬Ta已經(jīng)在生物醫(yī)用材料領(lǐng)域獲得應(yīng)用，但Ta在鈦合金中的β穩(wěn)定作用較弱，且密度大、熔點高、成本較高，一般避免添加或少添加。表3對比了一些低彈性模量的Ti-Nb,Ti-Mo和Ti-Ta二元亞穩(wěn)β鈦合金的力學(xué)性能[37-40]。由于Ti-Nb合金彈性模量更低，受到人們的高度關(guān)注。

圖2 合金元素M對Ti-M二元合金與Ti-Nb-M三元合金Ms的影響[28-32]Fig.2 Reduction of Ms as a function of alloying element M in Ti-M binary alloys and Ti-Nb-M ternary alloys[28-32]

表3 Ti-Nb,Ti-Mo和Ti-Ta二元亞穩(wěn)β鈦合金的力學(xué)性能Table 3 Mechanical properties of metastable Ti-Nb,Ti-Mo and Ti-Ta binary alloys

除了β穩(wěn)定元素外，新型醫(yī)用β鈦合金一般會同時加入中性元素Zr和Sn。Zr和Sn對β轉(zhuǎn)變溫度影響較小，但在α和β相中均有較大的固溶度，起固溶強(qiáng)化作用。當(dāng)Zr和Sn與其他β穩(wěn)定元素復(fù)合添加時，能夠降低Ms，有效抑制α″和ω的析出，獲得低彈性模量，如Ti-24Nb-4Zr-8Sn[26]。Miyazaki等[41]指出，在Ti-Nb-Zr中每增加1%(原子分?jǐn)?shù))Zr，Ms降低35 K；在Ti-Nb-Sn中每增加1%(原子分?jǐn)?shù))Sn，Ms降低150 K，而在Ti-Nb-Zr-Sn中Ms僅降低80 K[42]。Zr和Sn的β相穩(wěn)定作用受合金體系的影響，可能與合金化元素之間的交互作用有關(guān)，關(guān)于Zr和Sn與其他元素復(fù)合添加對β相穩(wěn)定性的影響機(jī)理尚不完全清楚。此外，Zr和Sn可以提高β-TiNb合金的應(yīng)力誘發(fā)馬氏體相變和位錯滑移的臨界應(yīng)力，從而獲得更高的超彈性和形狀記憶效應(yīng)。

圖3 Ti-22Nb-xO(原子分?jǐn)?shù)/%)的拉伸應(yīng)力-應(yīng)變曲線(a)[43]以及Ti-38Nb-0.5O與Gum metal的拉伸性能對比(b)[22,46]Fig.3 Tensile stress-strain curves of Ti-22Nb-xO (atom fraction/%) alloys(a)[43] and comparison of tensile properties between Ti-38Nb-0.5O and Gum metal(b)[22,46]

3.2 Ti-Nb二元合金的組織與性能

Ti-Nb二元合金的彈性模量隨Nb含量的變化趨勢呈“W”形[52]，如圖4(a)[52]所示，這與不同Nb含量的合金相組成和β相結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性變化密切相關(guān)。當(dāng)Nb含量分別約為16%和40%時，合金的主要相組成分別為α″馬氏體和亞穩(wěn)β相，具有最低的彈性模量。當(dāng)Nb含量低于14%時，為α′相，此時隨Nb含量的降低，彈性模量逐漸升高；當(dāng)Nb含量高于40%時，彈性模量隨Nb含量的增加而增加；而當(dāng)Nb含量位于16%～40%之間時，由于存在ω相，彈性模量隨Nb含量的增加先升高后降低，在28%時達(dá)到最大。

Kim等[33]研究發(fā)現(xiàn)，β-TiNb二元合金具有低彈性模量、超彈性和形狀記憶等特性。Ti-Nb二元合金的力學(xué)性能強(qiáng)烈依賴于Nb含量，如圖4(b)所示。低β相結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性容易引起應(yīng)力誘發(fā)β→α″馬氏體相變，出現(xiàn)雙屈服現(xiàn)象，初始屈服強(qiáng)度低至200 MPa以下，控制Nb含量在40%附近時可獲得低彈性模量，且具有一定的超彈性和形狀記憶效應(yīng)[33,53]。Ti-45Nb合金的應(yīng)力誘發(fā)馬氏體相變被抑制，但Nb的固溶強(qiáng)化作用弱，合金的強(qiáng)度低。添加其他合金元素如Mo,Zr,Sn和O等，可以對相組成、相穩(wěn)定性和彈性模量進(jìn)行調(diào)控，獲得低彈性模量和高強(qiáng)度，改善超彈性和形狀記憶效應(yīng)，由此發(fā)展出三元和多元Ti-Nb基生物醫(yī)用鈦合金。

圖4 Ti-Nb二元合金的彈性模量與相組成(a)[52]和拉伸應(yīng)力-應(yīng)變曲線(b)隨Nb含量的變化Fig.4 Evolution of Young’s modulus and phase constituents (a)[52] and tensile stress-strain curves (b) of Ti-Nb binary alloys as a function of Nb contents

3.3 Ti-Nb基鈦合金的發(fā)展現(xiàn)狀

通過多元合金化進(jìn)一步降低彈性模量，提高強(qiáng)度，改善超彈性和形狀記憶效應(yīng)，是拓寬Ti-Nb合金在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域應(yīng)用的關(guān)鍵。目前，世界各國通過添加Mo,Zr,Sn,Ta等生物友好元素以及間隙元素O，研發(fā)了一系列低彈性模量Ti-Nb基生物醫(yī)用鈦合金，部分列于表4[7,25,27,37,46,54-79]。由于Ti-Nb二元合金塑性較好，通過熱機(jī)械處理可以大幅度提高強(qiáng)度。例如，Zhao課題組[55]通過冷軋后進(jìn)行低溫退火，利用細(xì)小彌散的α相、高密度位錯和晶界抑制應(yīng)力誘發(fā)α″馬氏體相變，在保持低彈性模量(56 GPa)的情況下，將Ti-38Nb的屈服強(qiáng)度和抗拉強(qiáng)度分別提高至850 MPa和1020 MPa。日本學(xué)者Kim等[33]研究了Ti-Nb二元合金的超彈性和形狀記憶效應(yīng)，Ti-(22～25)Nb(原子分?jǐn)?shù)/%)具有形狀記憶效應(yīng)，Ti-(25.5～27)Nb(原子分?jǐn)?shù)/%)具有超彈性，由于Ti-Nb二元合金較低的應(yīng)力誘發(fā)α″馬氏體相變臨界應(yīng)力、位錯滑移臨界應(yīng)力和馬氏體相變應(yīng)變(martensitic transformation strain)，超彈性最大為3%。

表4 醫(yī)用Ti-Nb基合金的組織類型與力學(xué)性能Table 4 Phase constitutions and mechanical properties of biomedical Ti-Nb based alloys

4 醫(yī)用鈦合金的制備技術(shù)

通過各種制備技術(shù)對新型醫(yī)用鈦合金組織結(jié)構(gòu)進(jìn)行調(diào)控，可以提高其綜合性能，目前研究人員針對醫(yī)用鈦合金的形變熱處理、大塑性變形、表面改性、多孔化和增材制造技術(shù)等開展了大量的研究。

4.1 形變熱處理技術(shù)

通過冷/熱加工與熱處理相結(jié)合的形變熱處理方法調(diào)控鈦合金的微觀組織，可以改善高強(qiáng)度和低彈性模量匹配，提高超彈性和形狀記憶效應(yīng)。為了獲得低彈性模量，β型鈦合金一般采用β單相區(qū)固溶淬火獲得單一β相，但低的β相結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性容易導(dǎo)致低屈服強(qiáng)度。通過后續(xù)時效處理析出α和ω相可以提高強(qiáng)度，但伴隨著彈性模量升高和塑性降低[86]。低彈性模量亞穩(wěn)β鈦合金的低強(qiáng)度源自其本征低β穩(wěn)定性，Zhao等[55,71,87]通過冷軋獲得超細(xì)晶，并進(jìn)行后續(xù)低溫短時退火處理，引入大量晶界和位錯等抑制應(yīng)力誘發(fā)馬氏體相變，穩(wěn)定具有本征低彈性模量的亞穩(wěn)β相，同時獲得了超低彈性模量和高強(qiáng)度。形變熱處理的關(guān)鍵在于引入各種強(qiáng)化因素提高強(qiáng)度，抑制宏觀長程馬氏體相變，但應(yīng)盡量降低β相結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性，以此實現(xiàn)高強(qiáng)度和低彈性模量匹配。在軋制后進(jìn)行退火處理，調(diào)控β晶粒尺寸和α相的析出，或低溫時效析出一定等溫ω相，可提高位錯滑移的臨界應(yīng)力，改善超彈性和形狀記憶效應(yīng)[88-89]。此外，形變熱處理還能形成特定織構(gòu)，對降低彈性模量和改善超彈性和形狀記憶效應(yīng)有利[53,90]。如前所述，α′和α″馬氏體亦能獲得低彈性模量，但由于應(yīng)力作用下馬氏體變體的自協(xié)作(reorientation)作用，導(dǎo)致α′和α″型鈦合金的屈服強(qiáng)度較低。最近研究發(fā)現(xiàn)，利用高壓固溶處理獲得的純α″型Ti-30Zr-5Al-3V的彈性模量低至34 GPa[91]。Hanada等[65]采用冷軋預(yù)變形使Ti-35Nb-4Sn誘發(fā)大量α″馬氏體，彈性模量降低至42 GPa，同時實現(xiàn)強(qiáng)度提升。經(jīng)冷軋細(xì)化晶粒后，α′型Ti-15Nb-9Zr[57]和Ti-10Nb-2Mo-4Sn[25]彈性模量分別為39 GPa和41 GPa，抗拉強(qiáng)度超過850 MPa。

由于對低彈性模量的要求，醫(yī)用鈦合金的形變熱處理一般應(yīng)盡可能避免析出高彈性模量的α和ω相。然而，通過在兩相區(qū)形變熱處理調(diào)控等軸α相的大小和數(shù)量，亦可使具有低β相結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性的亞穩(wěn)β型Ti-Nb合金獲得低彈性模量。最近，本課題組提出基于電子理論的合金成分設(shè)計和基于β基體穩(wěn)定性的組織調(diào)控方法，通過析出超細(xì)等軸α產(chǎn)生的元素再分配調(diào)控剩余β基體的結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性至能獲得低彈性模量的范圍，利用低穩(wěn)定性的β基體提供低彈性模量和超細(xì)等軸α相提供強(qiáng)化，獲得了低彈性模量和高強(qiáng)度匹配[47,77,92]。進(jìn)一步研究形變熱處理調(diào)控β穩(wěn)定性和α的析出、形貌、數(shù)量和分布等，是制備低彈性模量、高強(qiáng)度Ti-Nb基醫(yī)用鈦合金的研究方向之一。

4.2 大塑性變形方法

與粗晶材料相比，超細(xì)晶/納米晶材料可以獲得更高的強(qiáng)度、硬度和疲勞性能。針對醫(yī)用鈦合金，研究人員采用等通道轉(zhuǎn)角擠壓(equal channel angle pressing,ECAP)、累積疊軋(accumulative roll bonding,ARB)、高壓扭轉(zhuǎn)(high pressure torsion,HPT)和攪拌摩擦加工(friction stir processing,FSP)等大塑性變形晶粒細(xì)化方法開展了相關(guān)工作。Hohenwarter等[93]通過HPT將Ti-45Nb的晶粒尺寸從15 μm細(xì)化至50 nm，強(qiáng)度從450 MPa提升至990 MPa以上。Inoue等[94]利用冷軋大變形將Ti-18Nb-17Zr的晶粒細(xì)化為約5 nm，在彈性模量為55 GPa時強(qiáng)度提高至1100 MPa，彈性應(yīng)變極限約為2%。于振濤等[95]利用改進(jìn)的ARB法將Ti-25Nb-3Zr-2Sn-3Mo(TLM)合金板材的晶粒細(xì)化至80～300 nm，彈性模量為62～70 GPa，抗拉強(qiáng)度達(dá)到了995～1050 MPa。Arockiakumar等[96]利用ECAP將Ti-40Nb-0.3O的晶粒尺寸細(xì)化至1 μm，并利用隨后的退火處理析出細(xì)小α相，降低應(yīng)力誘發(fā)馬氏體相變臨界應(yīng)力和提高位錯滑移臨界應(yīng)力，從而改善了合金的超彈性。FSP主要應(yīng)用于Ti-6Al-4V，進(jìn)行合金表面超細(xì)晶化/納米化[97]。本研究團(tuán)隊利用傳統(tǒng)軋制退火工藝獲得了等軸超細(xì)α+β雙相組織，實現(xiàn)了良好的低彈性模量和高強(qiáng)度匹配[47]。針對新型醫(yī)用鈦合金，大塑性變形方法主要應(yīng)用于改善本征低彈性模量鈦合金的強(qiáng)度，關(guān)于大塑性變形表面改性的研究較少。利用表面噴丸、機(jī)械碾磨和攪拌摩擦加工等[98]表面納米化技術(shù)不僅能提高材料的力學(xué)性能，還可使其具備納米生物學(xué)的優(yōu)點，提高鈦合金的表面活性，有利于細(xì)胞黏附增殖，提高耐磨性，但目前關(guān)于新型醫(yī)用鈦合金的研究較少。

4.3 多孔化技術(shù)

多孔化方法可以進(jìn)一步降低彈性模量至與人體骨骼相匹配的水平，且多孔結(jié)構(gòu)及粗糙的表面有利于成骨細(xì)胞的黏附、增殖和分化，促進(jìn)新骨組織的再生與重建，加快愈合過程。此外，多孔鈦合金受到應(yīng)力作用時，還存在較長的應(yīng)力平臺區(qū)，可以有效地緩沖外來應(yīng)力，起到減震和抗沖擊效果[99]。目前，醫(yī)用多孔鈦合金制備方法主要有液態(tài)成孔法、固態(tài)成孔法、氣態(tài)成孔法和水溶液成孔法，其中以固態(tài)成孔法中的粉末冶金法的研究和應(yīng)用最多。Rao等[100]利用NH4HCO3作為發(fā)泡劑，將TiH2與Nb,Zr粉末復(fù)合，制備出不同孔隙率(6.06%～62.80%)的多孔Ti-20Nb-15Zr合金，其力學(xué)性能與孔隙率及孔洞大小密切相關(guān)，彈性模量在1.2～10.8 GPa之間。邵燁[101]利用粉末冶金法制備了多孔Ti-39Nb-6Zr鈦合金，彈性模量低至3.5 GPa左右。研究發(fā)現(xiàn)，隨著孔隙率的提高，多孔材料的壓縮強(qiáng)度和彈性模量急劇下降；粉末粒度對多孔材料的屈服強(qiáng)度和彈性模量也有一定的影響，在相同孔隙率下，粉末越細(xì)，多孔材料的力學(xué)性能越好。王璽涵等[102]在常規(guī)粉末冶金法的基礎(chǔ)上對成形方法和燒結(jié)工藝進(jìn)行了優(yōu)化，制得的多孔Ti-24Nb-4Zr-8Sn合金孔隙率為20%～30%，彈性模量為6～20 GPa，抗壓強(qiáng)度為140～432 MPa，與人體皮質(zhì)骨相當(dāng)。Nouri等[103]采用粉末冶金法制備多孔Ti-4Nb-16Sn合金，獲得的彈性模量為0.3～2 GPa，抗壓強(qiáng)度為7～14 MPa，與人體松質(zhì)骨的力學(xué)性能基本接近。粉末冶金法多用于制備形狀簡單的多孔鈦合金，其生產(chǎn)工藝簡單，工藝參數(shù)可控性強(qiáng)，制備孔隙率范圍寬，但孔隙結(jié)構(gòu)不易控制，必須對工藝參數(shù)進(jìn)行精確調(diào)控，才能獲得優(yōu)異的綜合性能。此外，還可利用增材制造技術(shù)制備復(fù)雜形狀的多孔鈦合金，并對孔隙結(jié)構(gòu)進(jìn)行精細(xì)調(diào)控，制備的Ti-35Nb-2Ta-3Zr合金兼具低模量(約3.1 GPa)和超彈性[104]。

4.4 表面改性技術(shù)

鈦合金是生物惰性材料，植入生物組織后會在表面形成纖維膜，影響與周圍組織間的結(jié)合。另外，鈦合金在體內(nèi)長期服役時，有可能產(chǎn)生有害的金屬顆?；蛩樾?，這些微粒容易與體液發(fā)生化學(xué)反應(yīng)，導(dǎo)致局部組織磨損，產(chǎn)生炎癥和毒性反應(yīng)等。因此，對鈦合金植入物進(jìn)行表面改性，提高鈦合金的生物活性、耐磨性、耐腐蝕性和生物學(xué)行為等，研究其與生物組織之間的相互作用和微觀機(jī)制，是醫(yī)用鈦合金重要的研究方向。用于生物醫(yī)用金屬材料的表面改性技術(shù)主要有機(jī)械法(研磨、拋光和表面噴丸等)、物理法(離子注入、激光表面改性和物理氣相沉積等)、化學(xué)法(電化學(xué)處理、微弧氧化和化學(xué)氣相沉積等)和生物化學(xué)法等[98]。目前對鈦合金表面改性主要關(guān)注其改性后的生物學(xué)性能，主要研究對象為純鈦和Ti-6Al-4V。有學(xué)者[105-107]分別將苯乙烯磺酸鈉、甲基硅氧烷、醋酸乙烯酯等引入鈦表面，大幅度提高了涂層的生物活性。Rychly等[108]利用植入材料與細(xì)胞之間基體透明質(zhì)酸帶負(fù)電的特性，在鈦合金表面嫁接功能化氨基，引導(dǎo)成骨細(xì)胞，進(jìn)而引導(dǎo)骨形成。而采用細(xì)胞學(xué)和分子生物學(xué)方法將蛋白質(zhì)、細(xì)胞生長因子和酶等固定在支架表面，可有效提高鈦合金植入物的血液相容性，減少并發(fā)癥，引導(dǎo)內(nèi)皮細(xì)胞快速準(zhǔn)確定向生長，加快植入物內(nèi)皮化速度。將具有生物活性的分子固定在血管內(nèi)支架，可以明顯地降低纖維蛋白原的吸附、沉積以及血小板的活化，表現(xiàn)出極好的生物相容性。Huang等[109]通過表面機(jī)械處理在TLM鈦合金上形成納米和超細(xì)晶粒的β-Ti層，納米晶層的成骨細(xì)胞黏附、增殖、成熟和礦化能力顯著增強(qiáng)。在Ti-35Nb-2Ta-3Zr表面通過微弧氧化和攪拌摩擦加工分別形成致密的Nb2O5和TiO2微/納米復(fù)合層，極大地改善了其耐腐蝕性，攪拌摩擦加工還細(xì)化了表層晶粒，進(jìn)一步增加了表面氧化層的致密度[110-111]。對Ti-Nb基鈦合金進(jìn)行表面改性提高其生物學(xué)性能，將促進(jìn)Ti-Nb基鈦合金在生物植入物領(lǐng)域的應(yīng)用。

4.5 增材制造技術(shù)

增材制造技術(shù)又稱3D打印技術(shù)，可以對植入物進(jìn)行三維個性化設(shè)計，高效率制造復(fù)雜結(jié)構(gòu)產(chǎn)品，還可以引入多孔結(jié)構(gòu)，并對孔隙直徑和分布進(jìn)行針對性設(shè)計[112]。增材制造技術(shù)已經(jīng)逐漸成為高端個性化醫(yī)療器械設(shè)計、制造和醫(yī)用的重點發(fā)展趨勢[113]。目前主要的增材制造技術(shù)有激光選區(qū)燒結(jié)(selective laser sintering,SLS)、激光近凈成形(laser near net shaping,LENS)、電子束熔化成形(electron beam melting,EBM)和激光選區(qū)熔化(selective laser melting,SLM)等。在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域，目前的研究工作主要集中在Ti-6Al-4V這一傳統(tǒng)醫(yī)用鈦合金[114]，對低彈性模量亞穩(wěn)β鈦合金的研究報道較少。Fischer等[115]利用SLM技術(shù)制備了二元Ti-26Nb(原子分?jǐn)?shù)/%)合金，其力學(xué)性能與傳統(tǒng)熔煉制備的Ti-26Nb(原子分?jǐn)?shù)/%)合金相近。Hernandez等[116]采用EBM技術(shù)制備了塊體Ti-24Nb-4Zr-8Sn，在β基體中觀察到了厚度為60 nm左右的板條狀α″相，合金的硬度約為2.5 GPa。Yang等[117]采用SLM方法制備了具有雙峰晶粒結(jié)構(gòu)的Ti-24Nb-4Zr-8Sn，表現(xiàn)出比鍛造態(tài)合金更高的強(qiáng)度和塑性。Liu等[118]采用SLM和EBM制備了多孔Ti-24Nb-4Zr-8Sn支架，彈性模量僅為0.95 GPa。Hariharan等[119]通過調(diào)控增材制造工藝和后續(xù)熱處理制度，在Ti-13Nb-13Zr中保持較低彈性模量的同時，實現(xiàn)了良好的強(qiáng)塑性匹配。最近，Kong等[120]對Ti,Nb,Ta和Zr純元素粉末進(jìn)行混合和SLM打印，制備的合金具有較高的強(qiáng)塑性和生物相容性。由于增材制造特殊的凝固和冷卻過程，增材制造亞穩(wěn)β鈦合金的組織結(jié)構(gòu)隨著合金成分和工藝參數(shù)發(fā)生明顯的變化。近期Alabort等[2]提出了基于最優(yōu)增材制造工藝參數(shù)和低彈性模量合金成分要求的醫(yī)用β鈦合金設(shè)計與制備方法，采用該方法研發(fā)的新型β鈦合金具有較大的工藝窗口，獲得了強(qiáng)度、塑性和彈性模量的良好匹配。利用患病部位的CT掃描成像輔助三維建模，增材制造技術(shù)可以制造個性化的鈦合金醫(yī)療器械[121]。于振濤等[122]利用有限元分析了鈦合金材料、多孔結(jié)構(gòu)對梯度多孔材料力學(xué)性能的影響，最后通過激光選區(qū)熔化技術(shù)制備出類骨小梁組織的多孔TLM鈦合金植入物。

5 結(jié)束語

提高生物相容性和力學(xué)相容性是發(fā)展生物醫(yī)用鈦合金的重要目標(biāo)。以Ti-Nb基為代表的醫(yī)用亞穩(wěn)β鈦合金具有優(yōu)異的生物相容性、低彈性模量和良好的功能特性等特點，在醫(yī)用植入材料領(lǐng)域有著廣闊的應(yīng)用前景。但采用傳統(tǒng)的合金設(shè)計與制備方法往往難以兼具低彈性模量和高強(qiáng)度的匹配。目前進(jìn)入臨床應(yīng)用的亞穩(wěn)β型醫(yī)用鈦合金只有少數(shù)幾種，進(jìn)一步降低β鈦合金的彈性模量，提高強(qiáng)度、疲勞性能和功能特性等綜合性能是擴(kuò)大其應(yīng)用的關(guān)鍵，建議可以從以下方面進(jìn)行深入研究：(1)深入研究多元合金中元素之間的交互作用機(jī)理及其對相結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性、彈性模量和強(qiáng)韌性的影響機(jī)制，明確Zr,Sn和O等元素的β穩(wěn)定作用及其與其他合金元素的交互作用機(jī)制；(2)開展兼具高強(qiáng)度和低彈性模量的鈦合金設(shè)計與制備技術(shù)研究，探索合金的成分設(shè)計與組織性能調(diào)控方法，研究β單相和α+β雙相鈦合金的微觀組織特征對彈性模量、屈服強(qiáng)度、耐磨性能和疲勞性能等綜合力學(xué)性能的影響，揭示不同相含量和相結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性耦合下鈦合金的微觀力學(xué)機(jī)制；(3)探索基于大塑性變形、增材制造等工藝特點的合金成分設(shè)計方法和制備技術(shù)，研究不同工藝條件下亞穩(wěn)β鈦合金的組織演變及其對力學(xué)性能和功能特性的影響機(jī)制，開發(fā)綜合性能優(yōu)異的醫(yī)用亞穩(wěn)β鈦合金及其醫(yī)療器械。