骨科植入物的材料以金属为主，包括不锈钢、钴及其合金、钛及其合金等。其中，钛合金因其突出的生物相容性、高强度、耐腐蚀和低密度等优点，在临床中广泛应用[1，2]。近年来，众多学者对钛合金的加工制造方法、表面改性、孔径和孔隙率等多个方面进行了深入研究，旨在解决钛合金在临床应用中所面临的弹性模量高、表面惰性及金属离子释放等问题。这些研究不仅有助于提升钛合金的生物学应用效果，还能增强体内骨整合性能、抗菌性能及安全性能等。本文针对钛合金的表面修饰与改性、结构特性以及不同类型的钛合金做了简要综述，以期深入了解钛合金在生物应用中的现状、优缺点及其研究进展与未来发展方向。
1、骨的结构和钛合金优缺点
骨在宏观、微观和纳米级上具有分层结构，包含有机和无机矿物质。根据结构和密度，可分为小梁骨和皮质骨。小梁骨是由多孔网络组成，孔隙率为50%~90%，弹性模量为0.02~2GPa，而皮质骨是实心的，孔隙率为3%~5%，弹性模量为3~30GPa[3]。
由于施加压力的不同，骨骼是不断变化的，因此植入物和骨骼之间的任何模量不匹配都可能导致与Wolff定律相关的骨吸收。理想的骨科植入物在恢复骨骼物理机能的同时，还应促进受损区域的骨再生。通常而言，它们应接近天然骨骼，同时受下述基本属性支配：（1）生物相容性；（2）匹配的机械属性；（3）高度多孔的结构[4]。此外，抗菌性能也很重要。
在骨科领域，钛合金植入物的应用范围广泛，涵盖了用于治疗各种类型关节炎的髋关节和膝关节假体置换，确保退化及不稳定椎段稳固的脊柱融合器械，以及多种骨折固定装置，如金属板、螺钉及髓内钉[5~7]。随着置入手术数量的持续增加，患者面临着细菌感染、骨结合不良及无菌性炎症等诸多风险。尽管钛合金以其卓越的生物相容性和耐腐蚀性著称，但其潜在不足亦不可忽视：首先，未经处理的钛合金植入物存在生物惰性表面，影响其与生物体的相互作用；其次，钛合金本身不具备抗菌性能；再次，尽管其具有良好的生物相容性，但一旦表面的氧化膜遭受破坏，可能会有有害金属离子释放入血液循环，进而引发严重的健康问题[8]。
2、钛合金的表面修饰与改性
骨-种植体界面处的早期骨愈合不良被认为是术后失败的主要原因之一。近年来，表面改性技术的发展为解决上述问题提供了新的思路。研究人员在钛合金表面添加某些物质，以达到抗感染、成骨、耐磨、耐腐蚀和抗氧化的效果。
化学表面改性技术包括阳极氧化、微弧氧化、电泳沉积、化学气相沉积、碱加热和原子层沉积等[9]。
通过形成化学键，以连接具有强结合力的新物质。此外，化学表面改性技术已被形状复杂的植入物所适配，在3D打印钛合金的改性中具有很大的应用前景。与化学方法不同，物理表面改性技术不会改变材料的化学性质，而是依靠激光、高能粒子、超声波等技术修饰钛合金的表面外观和微观形貌[10]。
传统的喷砂技术增加了钛合金表面粗糙度，提高了植入物的早期稳定性。激光是一种相对较新的技术，在纳米、微米水平上改变材料的结构。Brane⁃mark等[11]使用激光技术对植入物进行了特定部位的表面修饰，然后将其置入兔胫骨和股骨，结果表明，该技术改善了骨-植入物界面的锚定性。Gittens等[12]开发了一种表面改性方法，在钛板上产生纳米级特征，导致成骨细胞分化增强。使用含骨形态发生蛋白或万古霉素的多层明胶和壳聚糖涂覆多孔钛结构，对浮游和粘附细菌表现出很强的抗菌活性[13]。
此外，掺杂在3D打印多孔钛上的磷酸钙涂层增强了早期骨整合，缩短了愈合时间[14]。一个研究小组开发了一种化学试剂钝化修饰，可以选择性促进蛋白质吸附，从而增强成骨细胞在钛表面上粘附，这种修饰不涉及形成生物活性层，而是改变表面条件，以有利于生物固定，并缩短钛植入物周围的骨生长时间[15]。
在各种表面涂层中，等离子体喷涂羟基磷灰石（hydroxyapatite,HA）因操作方便、价格低廉等优势应用最广[16]。此外，微弧氧化、水热处理、电泳沉积等技术可于多孔钛表面成功形成HA涂层。有研究比较了等离子喷涂HA涂层与电化学沉积HA涂层，结果显示后者的表面粗糙度和湿润性更高[17]。
生物相容性可以通过涂覆陶瓷和其他碱金属氧化物来改善。Urbanski等[18]在Ti6Al4V上涂覆二氧化钛和二氧化硅涂层后置入大鼠股骨内，发现该材料的炎症反应轻微。一种新的方法是用农业废弃物如稻壳灰、甘蔗叶灰、花生和玉米壳等涂覆钛合金，因为这些材料含有大量的二氧化硅和其他相关的纳米颗粒或微颗粒的氧化物。这种方法已经被用于生物玻璃和陶瓷，其中稻壳被用来代替二氧化硅作为生物玻璃的涂层[19]。
3、钛合金的结构特性
粗糙的材料表面能吸引更多的炎症细胞粘附，如巨噬细胞，被称为“嗜粗糙”现象。研究发现，材料的平均粗糙度为0.51~1.36μm，能够促进粘附的巨噬细胞极化为M2表型[20]。Olivares-Navarrete等[21]的研究发现，与表面平滑的Ti6Al4V相比，粗糙表面的Ti6Al4V改善了局部炎症环境，在其表面上生长的细胞可降低促炎性白细胞介素水平。因此特定表面粗糙度的钛合金，不仅有利于巨噬细胞对早期炎症的调节，而且有利于后期的骨整合。
除了粗糙度，钛合金表面的其他物理性质也和骨长入相关，例如润湿性、zeta电位和表面能等。材料的理化性质和形态决定了它们的润湿性，从而影响各种生物分子的吸附和细胞的附着[22]。表面润湿性是影响骨结合速率的另一个特性。亲水表面通过减少细菌与表面之间的范德华引力来减少细菌粘附，可以预防植入物周围感染并加速早期骨整合[23]。
金属材料的高弹性模量使得机械负荷向骨骼的传递不足，并会导致应力遮挡和骨量损失。传统的钛合金植入物是通过同位素模具铸造或机械加工、多点成型和数控加工等减材技术制造的。因此，它们很难模拟真实骨组织中皮质骨和松质骨的结构。多孔钛材料，不仅可以降低弹性模量，还能模拟骨组织空间结构。方法是通过孔隙内的骨长入，以改善植入物与宿主的骨锚定。通过烧结、3D打印等技术获得的多孔钛合金具有相互连接的孔隙，并且能够通过调节参数以获得所需的孔径和孔隙率。
与传统的钛合金制造方法相比，3D打印技术有两个优势：在微观结构方面，通过预先设计的孔隙，精确控制植入物的弹性模量，使其与天然骨相匹配，有效降低应力遮挡，减少假体周围无菌性松动的发生率；在宏观结构方面，通过计算机断层扫描图像准确匹配复杂的骨缺损，从而实现种植体的力学性能和形状与天然骨组织的双重适应[24，25]。
新型烧结技术制造的多孔钛合金具有与松质骨相似的无序空间结构和弹性模量，与成骨细胞共同培养7d后，观察到细胞在75%孔隙率的烧结钛多孔结构内具有良好的粘附和增殖，在体内试验中，75%孔隙率的烧结仿生骨小梁多孔钛合金的骨整合表现优于3D打印多孔钛合金[26，27]。
多孔钛合金的结构特征，包括形状、孔径、孔隙率、空间分布、表面积、表面形貌等，对骨-植入物界面的生物学结果存在显著影响[28]。除了直接控制机械性能外，孔隙的互相连通，促进了骨祖细胞或成核位点的迁移和增殖，实现了营养和氧气转移，增强了血管网络浸润和血管生成。
明确钛合金的最佳微观结构，即孔径、孔隙率和孔径形状，是十分重要的。一项研究发现，使用选择性激光熔融技术制造的孔径为632μm多孔钛，比孔径为309μm和956μm的多孔钛具有更好的骨长入，而且圆柱形孔径的成骨能力优于金刚石孔[4]。
Ran等[29]发现，与孔径为607μm和401μm的钛合金相比，801μm孔径的植入物初始稳定性更优异。体内外实验证明，小孔（<400μm）会阻碍细胞的进入以及营养物质和氧气的运输，阻碍血管形成，进而影响成骨；而大孔（>900μm）同样会造成骨长入不足，这可能与生物力学刺激，即骨与植入物之间的接触减少有关[30,31]。75%~85%孔隙率的钛合金可改善骨整合。
4、不同类型的钛合金
在不同类型的钛合金中，Ti6Al4V因其高强度、抗疲劳性和耐腐蚀性占据主导地位，但Ti6Al4V释放的Al和V离子，可能引发细胞毒性[32]。目前的研究认为具有最佳生物相容性的元素是Ti、Nb、Mo、Sn、Fe、Zr和Ta[33]。因此，具有与Ti6Al4V相当强度和低弹性模量的其他钛合金，如Ti-15Ta-10.5Zr、Ti-13Nb-13Zr和Ti-25Nb，可能成为Ti6Al4V的替代品。此外，具有独特性能的钛合金也引起了诸多学者的极大关注，包括具有超弹性和形状记忆的镍钛，以及在增材制造期间添加铜或银以生产抗菌Ti6Al4V
的复合材料等[34]。
目前，新开发钛合金的挑战在于如何通过增材制造技术将其独特性质转化为晶格形式。另一方面，需要进一步对这些材料进行体外、体内和长期的临床研究，以满足生物医学应用要求。
5、总结和展望
自1960年代以来，钛合金一直被用作置入材料[35]。此后，学者们一直在研究改变合金成分和表面特性，以开发一种具有最佳机械和化学性能组合的材料。不同的现代化加工工艺，以及适宜的表面涂层和修改，以实现钛植入物所需的性能。需要更多的资源和研究来开发一种坚韧、生物相容、耐腐蚀和耐磨的钛合金。
通过了解钛合金的各种特性，针对钛合金高弹性模量、表面惰性等问题，提出了不同的解决方法，表面改性和表面修饰是钛合金常用的增加表面活性的方法。多孔钛合金的制作既解决了高弹性模量的问题，又增加了骨整合生物学表现。不过在各种多孔钛合金的制作工艺中，有许多问题仍需探讨和解决。多孔结构的功能化涂层的应用和骨小梁仿生结构的发现，为钛合金生物应用的进展提供了更好的选择。未来希望在改善钛合金机械结构等性能的同时，不断提高钛合金表面生物学功能涂层的应用，在增加局部骨长入、骨整合、抑菌和抗感染等多个方面取得新的进展和发现。
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（注：原文标题：钛合金材料在骨科应用的研究进展）
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