分享：Ti及钛合金表面改性在生物医用领域的研究进展

Ti及钛合金具有优良的力学性能、耐腐蚀性能、良好的生物相容性等优点,已被广泛应用于生物医学领域[1~3]。相比于其他传统人体硬组织替代物候选材料,如不锈钢(易发生点腐蚀,释放有毒的合金元素Ni等)、Co-Cr合金(易发生微动腐蚀,释放有毒的合金元素Co、Cr等)、镁合金(力学强度较低,更易被腐蚀)和Au、Ag、Pt、Ta等贵金属(价格昂贵)而言,Ti及钛合金有着更高的比强度、更小的毒性、更好的抗腐蚀能力以及更低的成本[4~8]。同时,相比于不锈钢和Co-Cr合金,钛合金还有着与骨骼更牢固的结合能力,兼具与人体骨骼更接近的Young's模量,有利于减少应力屏蔽等问题(骨和植入体之间Young's模量的不匹配)[9],显示出更具优势的应用前景。随着对Ti及钛合金的研究不断深入开展,研究者对其生物毒性、生物相容性等领域进行了系统研究。结果显示,通过对其表面进行改性处理可以提高钛合金的生物相容性,并降低其生物毒性、提高其抗菌性能。因此,有必要对近些年的相关研究结果进行归纳总结,从而为Ti及钛合金的生物应用提供一定的理论指导。

金属Ti有2种晶体结构,882℃以下的为hcp-α结构,882℃以上的为bcc-β结构。生物医用的纯Ti主要是α结构。根据Ti的2种结构,钛合金也相应地被分为3类：Ti原子以hcp排列的α固溶体合金、以bcc排列的β固溶体合金和同时具有2种排列方式的α + β合金。稳定α固溶体的合金元素主要包括Al、Ga、C、N、O等,其中Al是α固溶体合金的主要元素；稳定β固溶体的合金元素主要包括Nb、Mo、V、Mn、Fe、Ta等。相比于α和α + β合金,β合金往往有着更高的韧性,更接近人体骨骼的Young's模量,因此很适合作为人体植入体的材料,如Ti-15Mo (质量分数,%,下同)、Ti-13Nb-13Zr、Ti-12Mo-Zr-2Fe、Ti-16Nb-9.5Hf等[10~14]。α + β合金的典型代表是Ti-6Al-4V,是研究最为广泛的生物医用材料之一,但是其在人体中会释放对细胞有害的Al3+和V5+,具有一定的生物毒性。在此基础上,研究者开发了一系列不含有毒金属元素的钛合金,而且在疲劳强度、抗腐蚀强度等方面同样优异,如Ti-15Zr-4Nb-4Ta-0.2Pd和Ti-15Zr-4Nb-4Ta-0.2Pd-(0.20~0.05)N。

无论是纯Ti金属,还是不同成分、结构的钛合金,都面临着以下问题：(1) 植入后的炎症反应。即使是与人体骨骼Young's模量更加接近的Ti及钛合金,它们仍具有生物惰性,不利于成骨反应,在植入后与周围骨骼结合方式主要为机械结合,该结合方式会导致植入体与骨骼产生微动,微动带来的摩擦会产生很多碎屑,碎屑的聚集最终会引发炎症[15~18]；(2) 植入后力学性能的下降。Ti和钛合金植入体与体液的长时间接触,尤其在微动摩擦后表面结构受到破坏后,容易受到体液中离子的腐蚀,导致合金的力学性能下降,如腐蚀开裂、氧化层变厚[19]；(3) 合金的腐蚀效应导致生物毒性。合金中的合金元素也会因为腐蚀反应溶解、释放到人体体液中,对人体产生毒害作用,如Al具有神经毒性,会引发神经问题和脑损伤,V及其化合物具有细胞毒性等[17,20~23]；(4) 植入后的细菌感染。Ti及钛合金植入体在植入时,由于本身缺乏抗菌性进而引发术中细菌感染,导致手术失败[24~27]。

为了解决Ti及钛合金表面硬度低、耐磨性差、耐腐蚀能力不足、生物相容性不足以及自身抗菌性差等问题,对Ti及钛合金进行表面改性处理是一种非常有效的解决办法。具体的表面改性处理方案包括以下几点：(1) 通过改变成分、表面处理或者覆盖表面涂层,提高其力学性能、硬度、耐磨性和耐腐蚀性,避免表面结构的破坏引发的后续问题；(2) 赋予Ti及钛合金植入体生物活性,促进植入体周围的人体组织细胞的黏附、增殖,提高植入体的生物相容性；(3) 使Ti及钛合金植入体自身表面具有抑菌/抗菌性能。

成分设计为物理改性,代表性方法为合金熔炼。表面改性处理提高Ti及钛合金植入体性能的方法主要分为物理改性和化学改性。物理改性方法包括物理气相沉积、热喷涂、高温热处理、激光处理、3D打印、辉光放电等；化学改性方法包括酸碱反应、水热反应、阳极氧化、化学气相沉积等。一种方法或者多种方法的结合使用可以在改善Ti及钛合金力学及耐磨损、耐腐蚀等性能的同时改善其生物相容性、抑菌性能等,同一种方法在改善Ti及钛合金几种性能上的适用性也不尽相同。

电弧熔融处理(arc treatment)是制备钛合金、调节合金成分(尤其是合金表面成分)的有效方法之一。Ti及钛合金成分的调控可以显著提高其耐腐蚀性能、抗磨损性能、硬度等,而合金整体成分的改变也会有效提高其弹性等。将合金元素按所需比例进行配料并放置在熔炼炉中,在Ar气氛下将几种元素均匀地熔炼以形成合金,并通过热轧、切割、热处理等工艺加工为需要的形状,如图1a所示。不同组成成分的合金性能差异较大,相同组成元素但是比例不同的合金性能也不尽相同。由β相稳定元素Zr和Mo形成的Ti-15Zr-xMo合金具有较高的硬度、较低的Young's模量,与细胞接触时具有可耐受的细胞毒性水平；其中,Ti-15Zr-7.5Mo合金由于ω相析出而具有最高的力学性能,而Ti-15Zr-15Mo合金为生物医学应用提供了最佳的性能组合,具有良好力学性能的同时还促进了成骨细胞的黏附[28]。β型合金Ti-45Nb在低Young's模量(64.3 GPa)、高拉伸强度(527 MPa)和高硬度(233.4 MPa)之间取得了平衡,相比于纯Ti,合金没有额外的副作用,且具有更好的耐腐蚀性[29]。在Ti-27.5Nb合金中熔入Ag元素,降低了合金的硬度,提高了合金的韧性。当Ag含量为0.7% (质量分数)时,在不影响合金本身的细胞黏附和增殖行为的同时提供了优异的抗菌性能[30]。Zhou等[31]制备了Ti-Nb-Zr合金并研究了Zr含量对合金相变、显微组织和力学性能的影响。Zr的添加可以使合金相稳定,Zr含量的增加,细化了合金的显微组织,并提高了强度,而塑性显著降低。其中,Ti-25Nb-2Zr合金具有最低的Young's模量,为62 GPa,其主要归因于应力诱发马氏体相的形成。在Ti-Bi合金中,Bi元素的加入提高了纯Ti的可铸造性,合金的拉伸强度、硬度和耐磨性随Bi含量增加单调递增。相比于纯Ti,Ti-Bi合金分别在唾液、含有0.2%NaF和0.3%C3H6O3的溶液中显示出了更好的耐腐蚀性能,同时合金显示出非溶血性特征,在牙科领域中具有良好应用潜力[32]。对Ti-10Ta-10Nb合金和Ti-6Al-4V合金进行相同的氧化处理,2者的氧化膜均为金红石型TiO2,但是Ti-10Ta-10Nb合金显示出更致密、更薄的氧化层,在提高合金耐蚀性能的同时降低了细胞的毒性[33]。

为了解决生物力学的不匹配性等难题,研究者研发了β型Ti-24Nb-4Zr-8Sn合金,该合金具有高强度(600~700 MPa)和低Young's模量(49 GPa),还具有高细胞活力和良好的生物相容性[34]。Ti-Ni合金具有超弹性、优异的形状记忆效应、低Young's模量、良好的耐蚀性能和生物相容性、非铁磁性能等优点,将Ag元素熔入Ti-Ni合金可以在保持合金原有的优良性能的同时提升强度和抗菌性能[35]。

电弧熔融处理不仅可以灵活地改变合金成分,精确地调控钛合金成分、比例,设计具有不同功能的钛合金,而且制备的钛合金成分均匀、稳定性好,可以有效改善钛合金的多种性能,适用于大部分钛合金的制备。

高温气体热处理(gas heat treatment),如高温氮化、碳化可以改变Ti及钛合金的表面组织结构,提高表面性能,如图1b所示。Li等[36]对纯Ti和Ti-6Al-4V合金进行了不同温度的高温氮化处理,在700℃下氮化的Ti的抗气蚀性相比未经处理的试样提高了2.65倍,原因在于氮扩散区具有高硬度、无裂纹和良好冶金结合的均匀结构,阻止了微裂纹向内部扩展并延缓了侵蚀；在1000℃下氮化的Ti则具有最低的抗气蚀性,因为该温度下热处理破坏了Ti的微观结构,导致抗气蚀性降低。对于Ti-6Al-4V合金,与纯Ti相反,1000℃下氮化的Ti-6Al-4V合金表现出最高的抗气蚀性。在Ti-6Al-4V合金中,氮扩散区由硬质α-Ti晶粒和软质β-Ti晶粒组成,软质β-Ti晶粒的存在导致选择性气蚀,加速了侵蚀过程。但合金在1000℃下处理后,由于N的固溶诱导了β-Ti向α-Ti的转变,促进了富氮α-Ti晶粒层的形成,抗气蚀性相比原始合金增加了6.72倍。Li等[37]还通过对Ti-6Al-4V合金进行固体渗碳处理在样品表面形成陶瓷涂层,改善了合金的抗气蚀性。涂层结构包含TiC和少量氧化物。空蚀实验结果表明,与未处理的样品相比,处理后的样品抗气蚀性(平均侵蚀率的倒数)由3.44增加至6.68。TiC薄膜的存在也可以提高Ti及其合金的耐磨性,尤其在种植牙的表面和人体关节部分[38]。

高温热处理可以提高合金性能。Li等[39]研究了β型Ti-24Nb-2Zr合金高温时效处理后的超弹性和变形行为,随着时效时间的增加,合金中会形成ω相,适量的ω相能提高β相屈服强度,使更多β相在屈服前发生应力诱发α"马氏体转变,同时抑制α"相的长大和塑性变形,促进α"相卸载后回复成母相,进而提高了合金的超弹性回复能力。

相比于高温热处理,高温气体热处理仅针对钛合金表面进行改性处理,在改变表面性能的同时,还能保持钛合金整体原有的性能,实现钛合金多种性能的结合。

放电等离子烧结(spark plasma sintering)可以降低烧结材料(通常为金属粉末)的烧结温度,尤其是对于钛合金组分中熔点差别较大的金属元素,可以有效避免低熔点组分材料的挥发,并且能够使粉末快速烧结致密,是一种有前景的粉末冶金烧结技术,如图2a所示。Liu等[40]首先将熔点差别较大的2种金属Ti、Mg通过球磨的方式机械合金化,再通过放电等离子烧结技术形成了不同比例的Ti-Mg合金,合金中含有纳米晶相Mg和Ti的均匀混合物,具有适用于生物医学的新型特性,Mg的加入降低了合金的Young's模量,并且Mg可以在环境溶液中溶解诱导Ca3(PO4)2的形成,提高合金生物活性；但是,合金的耐蚀性能随Mg含量的增加而降低。Karre等[41]分别通过放电等离子烧结技术和常规烧结技术制备了Ti-Nb合金,放电等离子烧结所制备的合金的Young's模量(80 GPa)相比于常规烧结((90 ± 10) GPa)更低,硬度也相对更低,更适用于人体。

放电等离子烧结技术主要应用于成分熔点差别较大的特定合金制备,但是制备的合金无法再次进行热处理、激光处理等高温处理,后续功能化处理困难,适用范围相对受限。

激光表面改性(laser surface modification)是提高Ti及钛合金力学性能、耐蚀性能的主要手段。激光表面改性可分为选择性激光熔化、激光表面合金化、脉冲激光沉积和激光表面熔敷陶瓷层等。选择性激光熔化通过使用高能量的激光束将植入体表层的某些区域熔化后导致区域相转变,进而提高材料的力学性能,如图2b所示。如Attar等[42]在纯Ti表面通过激光熔化形成了α'相,提高了显微硬度、抗压和抗拉极限强度；Li等[43]使用高激光功率进行激光熔化使纯Ti的表面形成了强织构,提高了极限抗压强度。

激光表面合金化通常是利用激光的高能量使合金表面熔化,再通入活性气体进行气相合金化,以获得高性能涂层。对Ti-6Al-4V合金进行表面氮化处理以形成TiN薄膜,可以提升合金的硬度、耐磨性能以及耐蚀性能；在Ar气氛下激光处理则会产生α马氏体进而提高耐蚀性能[44~47]。

激光表面熔敷陶瓷层可以更好地控制陶瓷涂层的结构和厚度,产生致密无裂纹的陶瓷涂层。配合等离子喷涂等工艺可以获得光滑、致密的表面涂层,提高植入体表面强度和耐蚀能力。通过物理气相沉积也可以制备TiN涂层。

激光表面改性的优点在于可以对钛合金进行局部选择性处理,改变局部区域的组织,制备局部涂层,对局部区域改性的可控性高,在加工、应用中更加灵活。

电弧熔融处理是制备各种成分钛合金的主要方法,可以制备大多数不同成分、比例的钛合金,但合金各成分熔点不能相差过大,否则合金成分、比例将失调甚至合金成分缺失；等离子烧结主要用来制备合金成分熔点相差较大的特定合金,弥补了电弧熔融处理方法的不足。钛合金成分是决定其性能的主要因素。高温气体热处理可以在保持钛合金整体性能的同时进一步表面功能化,使得合金具备原本没有的特性；激光表面改性处理既可以通过合金相转变的方式提高表面性能,又可以结合外源物质、改变合金表面成分以制备涂层的方式提高表面性能。相比于高温气体热处理,激光表面改性具有局部选择性,灵活性更高。钛合金成分的调控结合表面改性处理可以最大程度地满足对合金所需的性能要求,可以应用于人体骨骼、牙齿等多个部位,制备性能更加完善的钛合金仍然是主要的研究方向。

表面处理提高Ti及钛合金的表面粗糙度和添加表面生物活性物质是提高Ti及钛合金植入体生物相容性的主要手段。表面粗糙度是指表面微小的两波峰或者两波谷的距离,距离越大表面越粗糙。Ti及钛合金植入体表面粗糙度在早期成骨细胞黏附、增殖和整合中具有重要作用,合适的粗糙度(分为精细粗糙(1~3 µm)、粗糙(6~10 µm)和宏观粗糙(10~30 µm))可以大大改善植入体的生物相容性,过度的粗糙度则会降低植入体力学性能[48]。添加表面生物活性物质(如沉积活性涂层)可以提高细胞活力,加快细胞在钛合金植入体表面的黏附、增殖,加快骨整合。

如图3a所示,喷砂(sandblasting)是改变粗糙度的有效方法。通过将研磨的材料在加压的条件下喷射到植入体表面,使表面具有一定的粗糙度。然而喷射工艺的调控决定了植入体表面粗糙度的正面作用和负面影响,合适的粗糙度能显著提高成骨细胞的黏附和增殖,促进骨整合,相比于未进行喷砂处理的对比样的骨整合效率可以提升50%[49]。而过高和过低的喷射量带来的粗糙度会降低植入体的表面力学性能[50]。

酸刻蚀(acid etching)是一种简单有效的控制表面粗糙度的方法,可以通过控制酸浓度、刻蚀时间等因素改变植入体表面粗糙度[51,52]。如通过酸刻蚀使得表面粗糙度保持在10~30 µm,在兔动物实验中发现植入体可以更好地与骨锚合,提高了植入体稳定性并且促进了成骨细胞的黏附和增殖[53]；而高达3.7 mm的粗糙度在成骨细胞的黏附和增殖中作用更加明显[48]。Ferraris等[54]在纯Ti和Ti-6Al-4V上进行了酸蚀和H2O2氧化处理,同时在氧化过程中掺入了Ag纳米颗粒,处理后的基底表面呈现出纳米纹理形貌,增加了表面的粗糙度,同时Ag纳米颗粒的掺入提高了材料的抗菌性能。

喷砂酸蚀(sandblasting acid etching)是在植入体表面喷砂之后再进行酸刻蚀,进而在表面制造一定的粗糙度。喷砂和酸蚀结合使用的优势在于可以在植入体表面制备不同程度的粗糙度,进而更好地满足细胞黏附的适宜条件,提高植入体和周围细胞的整合效率,加快患者康复[55]。尤其是在骨组织愈合的早期阶段,可以显著加快愈合效率[56]；在小猪实验中也显示出该方法有效提高了成骨细胞与植入体的接触面积并加快了成骨细胞在植入体表面的沉积速率[57]。

喷砂、酸蚀及其组合使用是早期的表面处理方法,具有操作简单、成本低等优点,多用于牙种植体的表面改性。

3D打印(3D printing)技术同样可以被用来制备具有一定表面粗糙度的钛合金,也可以在Ti及钛合金植入体基础上改变表面粗糙度,如图3b所示。通常通过在植入体表面进行3D打印堆叠增材,其中增材的形状、粗糙度、孔径、孔隙率等参数都可以很好地控制,尤其针对特殊的植入体结构[58]。例如Li等[55]通过3D打印方式制备了多孔Ti-6Al-4V支架,其具有5 µm的粗糙度和58%的孔隙率,在人体植入后成骨细胞会在孔隙中黏附、生长并填充。然而生物惰性仍然是3D打印方法不可避免的问题。

3D打印技术除了能提高钛合金表面粗糙度以外,还可以直接制备合金或非合金的牙齿、骨骼、组织器官、假肢以及手术预演模型等,具有很大的应用前景。

激光在辅助表面改性的同时,也可以通过自身的高能量状态直接在Ti及钛合金表面产生坑洞,提高表面粗糙度,坑洞的尺寸、深度取决于激光光斑的尺寸、功率等因素,该方法称为激光表面纹理化(laser surface texturing)。如图3c所示,利用激光可以在植入体表面有规律地轰击出一系列的坑洞,产生纹理[59]。激光表面纹理化后可以改变Ti及钛合金植入体表面的粗糙度、湿润性、摩擦系数等,尤其粗糙度的改变可以促进正常细胞的黏附和生长[60]。例如Cunha等[61]通过飞秒激光表面纹理化在Ti表面制备了纳米柱和周期性表面结构,纳米柱增强了Ti表面的亲水性,周期性表面结构则减少了金黄色葡萄球菌在Ti表面的黏附。

激光表面纹理化由于其高度可控性,不仅可以在Ti及钛合金表面产生纹理,还可以在合金表面的功能性涂层上制造纹理,应用更加广泛。

等离子喷涂(plasma spray)同样是增加Ti及钛合金植入体表面粗糙度的有效方法,其机理是利用直流电弧等离子枪将所需材料熔化并喷涂在Ti及钛合金基体上,如图4a所示。相比于喷砂,等离子喷涂可制造更小的纳米尺度的表面粗糙结构,大大增加了比表面积,加快了细胞黏附和骨整合[62,63]。在Ti及钛合金表面等离子喷涂人体骨骼的主要无机成分羟基磷灰石,在改善表面粗糙度的同时,还可以显著增加植入体的生物活性,促使植入体与机体组织快速结合,释放诱导成骨离子,加快术后受损组织的恢复。例如,羟基磷灰石涂层/Ti-6Al-4V合金复合材料具有与天然骨骼类似的力学性能,尤其是拉伸强度和韧性[64]；Hameed等[65]通过不同参数下的轴向悬浮等离子喷涂和大气等离子喷涂2种方式将羟基磷灰石喷涂在Ti-6Al-4V合金表面,其中轴向悬浮等离子喷涂产物中显示出了最佳的生物活性(黏合强度提高了1.3倍),耐腐蚀性能提高了9.5倍；钛合金表面的羟基磷灰石/TiO2复合涂层呈现出了纳米多孔形貌,与天然骨骼表面形貌类似,极大地促进了植入体与骨骼、细胞组织的结合[66]。

等离子喷涂技术在喷涂生物活性涂层的同时使涂层具有纳米尺度的表面粗糙度,2者的结合可以显著提高Ti及钛合金生物相容性,而且该方法制备的涂层结构致密、黏结强度高、不易氧化,是非常有应用前景的方法。

脉冲激光沉积(pulsed laser deposition)利用高能激光轰击目标材料,使得目标材料蒸发再沉积到基体材料表面,如图4b所示。通常可以在Ti及钛合金植入体表面制造涂层、薄膜和不同的微观纳米结构,如纳米孔、纳米管、纳米粉末、量子点等,具体的结构取决于脉冲激光沉积的激光功率、气体氛围等工艺参数。对于沉积的涂层和薄膜,一般选取可以改善Ti及钛合金生物惰性的材料,如磷酸钙基材料(如羟基磷灰石)、SiO2、45S5生物陶瓷、部分稳定氧化锆(PSZ)陶瓷等,并且可以在沉积的同时进行掺杂,这些材料具有很好的生物相容性,可以加快植入体和周围人体组织环境的融合,提高植入体力学性能、耐蚀性能[67~73]。而沉积微观纳米结构往往是为了提高表面粗糙度,成为药物载体等。

该方法对靶材的种类没有限制,制备的薄膜或涂层的成分可控、分布均匀,具有较大的兼容性。但是,由于激光输出功率有限,无法制备大面积的薄膜或者涂层,因此适用于Ti及钛合金局部改性或者特定位置改性处理,应用范围受限。改善激光功率,制备大面积薄膜或涂层是该方法未来的主要发展方向。

电子束物理气相沉积(physical vapor deposition)是在真空条件下通过电子束将所需的材料源进行气化,变为气态原子或分子状态,或电离为离子状态,然后沉积在目标基体表面形成具有某种特殊功能的薄膜的技术。其原理类似于脉冲激光沉积。在Ti及钛合金表面处理中,常用来沉积生物活性物质如类骨骼成分磷灰石薄膜,以提高合金表面的生物活性,加快合金植入体和周边人体组织的结合速率。Gnanavel等[74]利用电子束物理气相沉积技术在β型钛合金Ti-13Nb-13Zr表面沉积了磷灰石薄膜,相比于没有沉积磷灰石的合金,沉积了磷灰石薄膜的合金具有更好的耐腐蚀性能。值得注意的是,沉积磷灰石薄膜增强了合金的生物活性,利于成骨细胞的黏附、增殖,表现出了良好的细胞活性和生物相容性,并且毒性降到最低。Kaliaraj等[75]在Ti基体上沉积了Y稳定ZrO2涂层,相比于不规则的Ti表面,涂层表面为均匀而致密的颗粒,平均粗糙度由Ti的4.55 nm降为2.99 nm,粗糙度的降低抑制了细菌的黏附,但是也降低了成骨细胞的黏附。45 d生物矿化研究显示,Y稳定ZrO2涂层比纯Ti表现出更多的成核位点,额外形成了磷灰石,同时涂层还增加了对血液蛋白的黏附力。提高涂层表面粗糙度和抗菌性能是改进Y稳定ZrO2涂层的下一步目标。

电子束物理气相沉积制备的薄膜致密均匀,与基体结合紧密,且制备工艺简单、耗材少,对环境友好,适合工业化大规模使用。

与沉积方法制备的涂层不同,化学转化(chemical synthesis)方法是在基底表面通过原位转化的方式生长涂层,涂层与基底之间往往有着更强的结合力,涂层与基底之间的紧密结合避免了植入体在人体中长时间存在可能导致的涂层与基底分离的问题。该方法要在基底上制备可有效提高植入体表面生物活性的材料,如最典型的与天然骨骼成分相似的Ca3(PO4)2、磷灰石[76~78]。Liu等[79]通过化学转化技术在纯Ti和Ti-6Al-4V合金基底上原位转化制备了磷钙锌矿涂层,2种基底上的涂层均由纳米片构成。该方法制备的涂层与基底具有强结合力,使得材料在0.9%NaCl溶液中都具有良好的耐蚀性,尤其在Ti-6Al-4V合金基底上制备的涂层由于其更加致密和均匀的结构表现更佳。在体外成骨细胞MG63细胞培养实验表明,磷钙锌矿涂层具有良好的细胞相容性。Yu等[80]通过化学转化在纯Ti表面制备了壳聚糖、银和羟基磷灰石,再通过旋涂的方法在涂层的表面涂覆了一层溶菌酶,形成了复合涂层。该涂层为多孔分层的纳米结构,有利于细胞的黏附和增殖。涂层组分均具有很低的毒性,其中壳聚糖、银以及溶菌酶的协同作用显示出了12 h内对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌高达95.28%和98.02%的抗菌效率。Liu等[81]通过水热合成的化学转化方法在具有低Young's模量的β型钛合金Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn表面制备了纳米TiO2涂层,该涂层提高了钛合金表面的粗糙度,增加了表面亲和力,促进了细胞的黏附和增殖。体内实验显示纳米TiO2在皮下和骨内植入具有更好的组织相容性,同时可以增强早期骨整合。Zhang等[82]通过逐层自组装的方法在Ti-24Nb-2Zr合金上制备了多巴胺修饰的透明质酸/壳聚糖生物活性多层涂层,该复合涂层显著降低了接触角并提高了合金的润湿性。体外成骨细胞增殖测试表明,添加涂层后成骨细胞增殖明显高于原始合金,有效提高了生物相容性。

化学转化方法是一种简单有效的表面涂层制备方法,有着低成本、污染小、易于制备、适用性广等优点；缺点为制备的涂层形貌、厚度等较难控制,重复性较差。

电化学阳极氧化(electrochemical anodizing)方法通过将电能转化为化学能,使阳极和阴极发生化学反应,尤其对于阳极,通过合理调控施加电位、电流强度、氧化时间等条件,可以改变阳极的微观形貌[83,84]。如图4c所示,将Ti及钛合金植入体作为阳极,利用电化学阳极氧化可以在植入体表面制备微米级、纳米级表面形貌以及纳米管、纳米孔等微观结构。微米级表面形貌可以促进成骨细胞分化[85,86],纳米级表面形貌则促进细胞增殖[87],2者结合可以促进成骨细胞的增殖和分化[88]；微观结构有利于Ti及钛合金被植入后正常细胞的黏附增殖、结构抑菌、充当药物载体等。Huang等[89]将AgNO3电解质改为Cu(NO3)2电解质,在Ti基底上制备了微/纳米纹理表面,并且生长了TiO2介孔阵列,电解质的改变避免了金属阳离子掺入纳米阵列带来的潜在细胞毒性,提高了细胞相容性,同时在电解质中加入Na3PO4会促使 P的掺入,也可以进一步改善其细胞相容性,而自身的微/纳米纹理表面又促进了细胞的增殖和分化。Hu等[90]通过阳极氧化在Ti表面制备了TiO2纳米管,很好地改善了细胞黏附和骨整合。Lee等[91]通过两步阳极氧化制备的TiO2纳米管阵列,在促进骨整合的同时还可以作为重组人骨形态发生蛋白的载体。Su等[92]证实了TiO2纳米管在机械抑菌方面的积极作用。Kim等[93]对Ti阳极氧化后形成的TiO2纳米管进行了碱处理和热处理,碱处理后的纳米管转变为纳米纤维结构,增加了表面粗糙度以及亲水性；热处理后会促进体液中离子和TiO2纳米管表面Na+交换,加速骨状磷灰石的形成；碱和热处理还有效促进了成骨细胞在植入体表面的扩散。Kang等[94]通过阳极氧化制备了纳米结构TiO2,并在不同浓度的NaCl溶液中进行了二次阳极氧化以将Cl-掺入TiO2中,在具有细胞相容性的同时赋予了材料抗菌性能。Liang等[95]在Ti-4Zr-22Nb-2Sn合金表面通过电化学阳极氧化制备了自支撑纳米管层,显著增加了合金表面粗糙度。

电化学阳极氧化制备表面结构具有可控性高、形貌多样化、反应速率快、成本低等优点,并且可以根据用途(如提高表面粗糙度、充当药物载体等)设计表面结构,应用十分广泛。

等离子体电解氧化/微弧氧化(plasma electrolytic oxidation/micro-arc oxidation)来源于阳极氧化技术,区别在于在电极上是否施加了高压,如图4c所示。将目标合金放入特定的电解液中作为电极,并放置对电极,通过调节电参数,使得在电解液中的目标合金表面产生弧光放电,在极短的时间内达到高温高压状态,生长出以基底合金材料的氧化物为主的陶瓷膜层。生长的陶瓷膜层往往具有高硬度、耐腐蚀、耐磨损等优点。Shin等[96]制备纯Ti的氧化层时在电解液中添加了Ag纳米颗粒,Ag纳米颗粒参与了Ti的氧化过程,形成了含有Ag的多孔钛氧化层。其中,含有0.1 g/L Ag纳米颗粒的电解质下形成的氧化层显示了更好的生物活性和抗菌性能。Kalu?erovi?等[97]在NaOH和Ca(H2PO4)2水溶液中进行等离子体电解氧化制备了3种具有金红石型TiO2表面的新型阳极转化层,同时还存在生物活性陶瓷成分钛酸盐和无定形Ca3(PO4)2,这些表面物质共同促进了骨组织的形成和生长,尤其适用于牙科领域。Wang等[98]在Ti基底喷砂处理的基础上进行了等离子体电解氧化,形成了多孔的、含Ca和P的涂层,这种组合处理方式不仅保留了合金表面微观的多孔结构,Ca和P的存在还促进了羟基磷灰石在涂层上的形成,增强了细胞活力。Hong等[99]在Ti-6Al-4V合金上通过微弧氧化制备了TiO2和羟基磷灰石薄膜,薄膜与基底结合强度高,不受薄膜厚度和形貌影响；且该薄膜具有良好的生物活性和细胞黏附能力,细胞实验显示,成骨细胞MC3T3-E1细胞的附着和增殖受到了薄膜中Ca2+和P5+浓度以及电解质组分的影响。Wang等[100]结合磁控溅射和微弧氧化2种方法在Ti-6Al-4V合金基底上制备了Zn/ZrO2/TiO2涂层,该涂层显示出优异的耐腐蚀性能、细胞相容性和抗菌性能。Matos等[101]对比了微弧放电和辉光放电等离子体2种方法处理纯Ti表面的差别。辉光放电等离子体处理产生硅基光滑薄膜,增加了纯Ti的湿润性,保持了Ti表面的粗糙度；微弧氧化处理产生富含Ca和P的氧化膜,具有火山外观,增加了纯Ti表面粗糙度,并产生锐钛矿和金红石表面TiO2晶体结构,还略微降低了早期生物膜中微生物的数量,对细胞增殖也有一定促进作用。

相比于阳极氧化,等离子体电解氧化/微弧氧化由于电压、电流更大,反应速率更快,制备的产物往往为陶瓷涂层,在兼具生物活性的同时,硬度、耐磨损性能、耐热性能等也得到了提升,通过该方法进行表面改性的Ti及钛合金适用于植入人体易磨损的部位(如关节)等。

微型核糖核酸(microRNAs/miRNAs)可以调节成骨细胞的增殖和分化,因而作为一种新的成骨基因治疗(gene therapy)方法(图4d)。一些miRNAs已被证明在骨细胞调节中具有重要作用。例如,miRNA-335-5p可以促进成骨分化[102]；miRNA-26a可以增强骨形成[103]；miRNA-29b促进成骨因子基因表达并促进成骨细胞分化[104]。因此,将miRNA与Ti植入体结合是一种可行的策略,可以提高植入体的表面生物活性。与脱氧核糖核酸(DNA)表达相比,miRNA表达没有整合到宿主基因组中的风险,不需要免疫诱导载体,而且其表达是可调节的和快速的。Meng等[105]开发了一种含有miRNA-29b的生物降解涂层来修饰Ti表面,该涂层不仅有利于细胞的黏附和生长,而且还提供了足够的miRNA转录效果和骨诱导潜力,增强了骨表面的骨再生,提高了植入体的生物相容性。Geng等[106]通过水热方法在Ti基底上沉积了Sr取代羟基磷灰石并固定了miRNA-21纳米胶囊,制备了具有良好的超亲水性涂层。体外实验表明这种复合涂层有利于成骨细胞的增殖、分化和矿化。Geng等[107]还通过对Ti表面进行酸处理和原位聚合方法,将miRNA-21纳米胶囊固定在Ti表面,形成涂层。该涂层表现出均匀的miRNA-21分布和可持续的 miRNA-21释放。体外研究表明,miRNA-21可以促进间充质干细胞的血管生成和成骨分化,但也增强了破骨细胞活性。miRNA-21纳米胶囊涂层加速了血管形成、骨重塑和骨成熟,从而显著改善骨-植入体的接触和增强骨-植入体结合强度。Zhang等[108]将多巴胺修饰的海藻酸盐和miRNA固定在Ti表面并形成多层涂层,多层涂层既可以有效原位递送miRNA,又显著增强了细胞增殖,同时也增强了碱性磷酸酶活性,促进了成骨细胞增殖和早期分化。

microRNAs基因治疗不同于其他方法,其作用本质在于提高成骨细胞的细胞活性,而非Ti及钛合金植入体的生物活性。在使用microRNAs基因治疗的同时应结合具有一定表面粗糙度或者良好生物活性的Ti及钛合金植入体,以便更好地发挥基因治疗的作用。

其他用于改善Ti及钛合金表面生物相容性方法包括碱热处理(alkali heat treatment)、磁控溅射 (magnetron sputtering)等。Shahriyari等[109]对退火和摩擦硬化后的Ti-6Al-4V合金进行了碱热处理,在表面获得了精细、均匀的纳米网络结构,增加了材料表面的湿润性并改善了其生物相容性,表现为细胞在材料上可以完全扩散、稳定的附着以及具有更高的生物活性。Sun等[110]在碱热处理后得到的多孔Ti表面使用天然交联剂京尼平(genipin)固定了骨形态发生蛋白,该蛋白在基底上具有良好的附着力,并增加了材料亲水性和蛋白质吸附性,且无细胞毒性。多孔的形貌则促进了细胞的黏附、增殖和矿化。Hu等[111]通过对Ti-10Zr-36Cu-14Pd合金进行酸和碱的共同处理,制备了表面多孔结构,该多孔表面可以诱导模拟体液中磷灰石的形成,提高合金生物活性。Chen等[112]采用磁控溅射法在Ti-6Al-4V合金上制备了Ca3(PO4)2和Ti梯度膜。相比于单独的Ca3(PO4)2膜,梯度溅射退火羟基磷灰石/Ti薄膜的拉伸黏合强度约为35 MPa,显著提高。纳米压痕实验结果表明,梯度羟基磷灰石/钛薄膜的Young's模量和显微硬度也呈梯度分布,应变回复明显优于单片羟基磷灰石薄膜。同时,羟基磷灰石/Ti薄膜使得合金表面粗糙度增加,Ca3(PO4)2的存在可以改善表面的生物活性。

仅以提高Ti及钛合金的表面粗糙度为目的的方法往往较为简易、成本低,如喷砂酸蚀、激光表面纹理化等,但是对于具有多功能化的Ti及钛合金,这些方法的处理往往是不够的；在具有一定表面粗糙度的基础上,生物活性涂层的制备可以让Ti及钛合金表面成分类似于人体骨骼成分,2者的协同作用可以显著提高Ti及钛合金的生物相容性,使Ti及钛合金同时具有粗糙度和生物活性的方法有等离子喷涂、脉冲激光沉积、电子束物理气相沉积、化学转化等；等离子体电解氧化/微弧氧化在提高Ti及钛合金表面粗糙度以及生物活性的同时,还可以提升合金表面性能,该方法可以同时满足Ti及钛合金表面改性的多种需求,简化加工处理工艺,具有较大的应用潜力；电化学阳极氧化制备的表面结构可以使Ti及钛合金表面具有多种功能,表面结构既可以提高粗糙度,又可以作为药物、金属离子、基因治疗因子等的载体,使合金兼具生物相容性、抗菌性能,方法简单、成本低,适合广泛应用。在具备生物相容性的表面改性处理的基础上,让Ti及钛合金提升力学性能、抑菌/抗菌性能,是以上这些方法改进的方向。

Ti及钛合金植入体在植入人体时往往需要进行手术,过程中细菌的感染会带来各种炎症疾病,同时也会生成细菌生物膜,导致植入体与骨骼之间发生松动[113,114]。因此,通过表面改性处理使得Ti及钛合金植入体具有抑菌、抗菌性能尤为重要。

Ti及钛合金植入体表面的超疏水性取决于表面微观结构和化学成分[115,116]。超疏水性表面抑菌(superhydrophobic surface antibacterial)主要通过在植入体表面构建超疏水性结构、涂层或者结合超疏水性物质,使得植入体整体呈现出超疏水特性和自清洁特性,这些特性可以有效消除细菌适宜的湿润的生存环境,抑制细菌黏附繁殖,如图5a1所示。同时,超疏水性还可以减少植入体在植入后血液中血小板的黏附和蛋白质的吸附、提高血液相容性和抗凝特性[117]。Tang等[118]在Ti植入体表面制备TiO2纳米管,其具有接触角大于150°的超疏水性,有效防止细菌在植入体表面黏附。在钛合金表面通过高速微铣削构建微槽、阳极氧化制备纳米管阵列、氟烷基硅烷自组装构建涂层改性后,由于物理形态和化学改性的协同作用,尤其是氟烷基硅烷的存在降低了表面自由能,使得植入体整体表面显示出超疏水性[119]。在牙科应用中,疏水表面可以有效防止牙釉质腐蚀,增加牙齿的自清洁能力,保持牙齿健康[120]。

超疏水性表面在抑制细菌黏附、生长的同时,也会抑制正常细胞的黏附、生长,作为骨骼替代物还需通过增加表面粗糙度、制备生物活性涂层等方式进一步加工后才可以使用,因此主要应用于牙科领域。

表面亲水性聚合物抑菌(surface hydrophilic polymer antibacterial)与表面超疏水性抑菌都旨在从源头阻断细菌感染,避免了细菌感染后药物治疗带来的负面影响。如抗生素的频繁、过度使用往往会导致细菌耐药性提高,后续抗生素效果变弱。不使用抗生素去抗菌抑菌是新的植入体表面改性思路[121]。钛合金表面涂覆聚合物,例如聚乙二醇及其衍生物,是有效防止细菌黏附的方法,如图5a2所示,其原理是细菌在疏水性表面具有强的黏附力,而在亲水性表面黏附力会大大减弱,而聚合物具有强的亲水性[122~124]。在聚合物上进行功能设计,如添加抗菌阳离子、细胞黏附肽层等,在防止细菌污染的同时可以杀死细菌,并促进细胞黏附和成骨行为,消除聚合物亲水性带来的过度影响[125~127]。

与超疏水性抑菌缺点类似,亲水性表面在抑制细菌黏附时也会减弱细胞的黏附,改善亲水性表面的生物相容性是该方法的主要研究方向。

表面仿生纳米结构抑菌(surface biomimetic nanostructures antibacterial)的灵感来源于自然界生物某些部位的微观纳米结构,如蝴蝶翅膀上纳米棒簇可以制造多种颜色的结构色,蜻蜓翅膀、蝉翼表面的纳米梳结构可以有效抑菌,如图5a3所示。仿生纳米结构抑菌是一种物理方式抑菌,主要利用独特的表面纳米结构的接触抑菌特性,细菌在接触到植入体表面时很容易被表面纳米结构挤压、撕裂,进而抑制细菌在植入体表面的长时间黏附、增殖[128,129]。在Ti及钛合金植入体表面形成纳米柱(如TiO2纳米柱)、纳米棒(如ZnO纳米棒)、纳米管、纳米锥、纳米刺以及其他纳米结构都可以有效地破坏细菌适宜的生存环境,主要是通过物理的、机械的方式破坏细菌膜和细菌细胞组织,抑制细菌细胞分裂。同样地,在纳米结构中加入抗菌阳离子、促进组织细胞黏附物质和成骨因子,可以在物理结构抑菌的同时释放抗菌阳离子,加快细菌的灭亡,并且不影响甚至促进人体细胞组织的生长[130~133]。

表面仿生纳米结构抑菌的主要优势在于其具有抑菌持续性,在抑菌过程中不会造成自身损耗,相比于通过释放药物、特定的酶等因子抗菌方法的持续时间更久；而且自身的纳米结构也有利于细胞的黏附。该方法可以减缓甚至避免植入体的二次手术风险。

表面非特异性酶抑菌(surface non-specific enzyme antibacterial)是通过对钛合金植入体表面涂层添加可以降解、破坏细菌细胞表面组织的酶进而抑制细菌的方法。主要是天然的或人工合成的DNase I酶,其抑菌作用机理是通过水解胞外DNA的磷酸二酯键以破坏其局部结构,而胞外DNA是细菌黏附钛合金植入体的重要物质,胞外DNA可以通过结合细胞外蛋白质、多糖的方式稳定生物膜。DNase I酶降解胞外DNA后,会阻碍细菌与环境中的蛋白质和多糖结合,抑制细菌黏附,防止生物膜的形成[134~136]。DNase I酶的使用不会使细菌产生耐药性,但是酶的作用范围有限,无法抑制游离的细菌,持续时间也相对较短,不超过24 h。解决的可行办法是与抗生素或其他抗菌物质协同抑菌抗菌[137,138]。

表面非特异性酶抑菌对细菌具有针对性,抑制细菌的同时不会对人体细胞产生负面影响；其缺点也较为明显,可持续时间较短,无法抵抗细菌多次感染。

在细菌的生长过程中,伴随着细菌群落的不断扩张、细菌密度的不断增加,群落会影响个体细菌的生理功能,而细菌个体会通过分泌化学信号分子来检测和适应菌落的变化,这种细菌与菌落的信息交流系统称为细菌群体感应系统。细菌群体感应系统不仅会使细菌生成抵抗抗生素的生物膜,而且会激发细菌产生毒性因子。群体感应抑制剂(quorum sensing inhibitor)本身不具有杀菌的能力,而是以细菌群体感应系统为靶目标,降解其产生的信号分子并抑制其形成生物膜,减弱细菌群落的耐药性,降低细菌的毒性[139~142]。许多动植物、微生物均可以产生特定的群体感应抑制剂,也可以通过化工合成方式制备所需的群体感应抑制剂。但是,群体感应抑制剂不足以杀死细菌,往往需要与其他功能物质组合使用。例如结合抗生素使用可以提高抗生素的抗菌作用[143],结合聚合物共同负载到Ag纳米粒子上可以在抗菌的同时提高成骨细胞生长能力[144]。

群体感应抑制剂往往作为抗菌的辅助因子,以提高抗菌效果。

细菌在植入体上的黏附是细菌感染的直接原因,手术过程中不可避免地存在着细菌污染,当细菌随机碰撞到植入体时,会很快黏附在上面并生成生物膜,进而阻碍间充质干细胞在植入体上的附着和成骨[145,146]。

抑制细菌黏附的本质是要杀死表面的细菌,相比较于传统的抗生素全身给药的方式,表面药物抗菌(surface drug antibacterial),即只在植入体表面设计可以释放抗生素的涂层更直接有效,尤其是可以根据环境的改变自响应释放抗生素的涂层,如图5b1所示。植入体表面由于细菌的存在往往会导致周围环境发生变化,如体液PH值的改变、细菌分泌有毒物质以及特异性酶的失常[146~149]。利用这些变化可以在涂层中通过合理的设计,促使抗生素的释放,如对PH值降低的酸性响应、对透明质酸酶含量变化的响应[150~152]。

通过表面处理使植入体表面具有抑制细菌黏附的作用是一种思路,有时也会抑制正常细胞的功能表达,在2者之间达到一种平衡至关重要,即既要抑制细菌黏附,又要诱导骨生长[153,154]。在实际设计中,诱导骨生长的药物同样要包含在涂层里。一个典型的策略是在钛合金植入体表面涂层中同时包含抗生素和诱导骨生长药物,如所需抗生素与骨形态发生蛋白通过自组装或者共包覆等方式共存于表面涂层,在后续的抗菌和骨组织生长过程中根据环境需求缓慢释放[155,156]。

表面药物抗菌比全身给药的抗菌方式更加精准、灵活,但是表面负载的药物数量有限,面对频繁细菌感染时消耗更快且无法进行药物补充,使用寿命随细菌感染次数的增多而缩短,抗菌持续性较差。

细菌表面蛋白质的基础单元氨基酸可解离为带负电的羧基和带正电的氨基,而细菌生长环境的pH值通常高于细菌表面氨基酸的等电点(分子表面不带电荷时的pH值),因而细菌总带负电。表面正电荷物质抗菌(surface positive charges antibacterial)正是利用细菌带负电这一特性,在Ti及钛合金表面涂覆带正电荷物质,通过静电相互作用破坏细菌细胞壁的完整性,进而达到杀菌的目的,如图5b2所示。用于合金表面带正电荷的物质主要有生物多糖,如壳聚糖[157~159]；聚合阳离子,如聚乙烯亚胺衍生物、ε-聚-l-赖氨酸[123,160,161]；阳离子季铵化合物[162~165]等,其中抗菌肽作为新型的抗菌剂,除了与细菌表面产生静电作用外,腺嘌呤核糖核苷酸还会破坏细菌的磷脂双分子层,导致细菌细胞质流出进而死亡[166]。这些物质均可以容易地锚定在合金表面进而发挥作用。

表面正电荷物质由于其被锚定在合金表面,在抗菌过程中损耗较少,因此可持续性更好。该方法已被广泛应用于衣物表面抗菌,在Ti及钛合金植入体表面抗菌方面非常具有潜力。

钛合金植入体表面释放金属离子抗菌(metal ions antibacterial)是直接有力的方法,其作用范围广、效率高,在杀死细菌的同时,不同的金属离子具有提高钛合金植入体的生物相容性、促进骨细胞增殖等多种功能,如图5b3所示。抗菌金属元素有Au、Ag、Cu、Zn、Ga等[167~177]。其中,主流的抗菌金属元素是Ag,在Ti表面上的存在形式有纳米颗粒沉积、嵌入大分子涂层、负载在TiO2纳米管中、多巴胺固定等[178~180]。在进行抗菌行为时,Ti表面的Ag纳米颗粒会源源不断地释放Ag+,在植入体表层附近扩散开来。当接触到细菌时,Ag+会破坏细菌膜的通透性,进入细菌细胞质中引起重要蛋白质如DNA失活,进而达到灭菌的效果[145]。为了提高负载Ag的Ti植入体的生物相容性,可以在负载Ag的同时负载具有促进细胞增殖的功能离子[179]。

在Ti植入体表面的TiO2层中同时嵌入Ag和Zn就是一个很好的例子。Ag+和Zn2+的协同作用在达到杀菌效果的同时,不仅减少了Ag+的使用量,Zn的存在还有利于成骨细胞的增殖[181]。Zn可以通过溶胶凝胶法、等离子体离子注入、聚合物包覆、水热等方法存在于钛合金植入体表面,Zn2+在促进成骨时,还可以抑制破骨细胞增殖,抑制细菌的黏附[182~185]。Ga3+是很好的抗骨质再吸收剂和抗菌剂,将Ga引入磷灰石磷酸钙水泥中可以适当地改善力学性能,且Ga掺杂的水泥植入体与新形成的骨骼之间具有良好的接触界面,且没有不良反应[168]。

金属离子可以杀死多种病毒、细菌,灭菌率高,持续时间长,并且不会产生耐药性,是非常理想的抗菌手段。现已有金属离子抗菌剂应用于临床。需要注意的是,过量的金属离子与人体血液中的物质反应会产生一定的毒性,对金属离子抗菌剂的使用条件应更加严苛。

为了避免Ti及钛合金植入体表面功能药物随时间推移含量减少、功效减弱和失效带来后续的重新修复,可以在植入体表面长久发挥功效的表面处理方法更容易被接受。光热抗菌(photothermal antibacterial)是长久有效的方法。光热抗菌的前提是可以在植入体表面形成长久稳定的光响应涂层,在抗菌治疗中,对植入体部位进行可见光(660 nm)或近红外光(808 nm)照射,可以激发植入体表面光响应涂层的光热效应,产生局部的活性氧(reactive oxygen species,ROS),进而杀死细菌,如图6a所示。可激发光热效应的材料有碳基纳米材料、纳米Au、CuS、MoS2、聚多巴胺等[186~190]。遗憾的是,光热抗菌的效果极其有限,彻底的杀菌往往需要相对高温和长时间的光照,而在该条件下正常的人体组织细胞也会被杀死[191]。因此,光热抗菌仍然不能单独使用,在固有的治疗条件下需要结合协同杀菌物质和利于修复的成分。例如光响应材料MoS2与聚多巴胺-精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸结合,在MoS2通过程度相对温和的光热效应杀死细菌的同时,聚多巴胺-精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸可以促进间充质干细胞的增殖分化,加快组织的修复[192]；由聚多巴胺、氧化石墨烯、Ag纳米粒子和胶原蛋白形成的复合涂层中,在聚多巴胺、氧化石墨烯、Ag纳米粒子协同抗菌的同时,胶原蛋白可以提高植入体的生物相容性[193]。

光热抗菌利用热能和活性氧杀菌,而光动力抗菌(photodynamic antibacterial)则通过单线态氧(1O2)氧化杀菌,如图6b所示。同样地,光动力抗菌需要在Ti及钛合金表面植入光响应涂层,如光敏剂、光敏纳米材料,这些材料在特定波长的光照射下,可以产生单线态氧继而通过氧化方式破坏细菌的组织结构,杀死细菌[194~196]。但是,光动力抗菌存在着和光热抗菌同样的问题,过量的单线态氧在杀死细菌的同时,也会破坏正常细胞,因此,适当程度的光动力抗菌并且结合其他方式是可行的方法。如通过空心C3N4纳米球包覆群体感应抑制剂和抗生素,并结合光动力疗法可以有效消除细菌生物膜[142]。

光声抗菌(photoacoustic antibacterial)利用光敏剂和声敏剂协同抗菌,光敏剂在特定光照下产生活性氧杀菌,而声敏剂则在声波下产生抗菌因子,声敏剂的加入有效避免了光热抗菌和光动力抗菌可能带来的过度影响(图6c)[197]。Su等[197]在Ti植入体表面制备了具有氧空位的S掺杂TiO2层,TiO2同时作为光敏剂和声敏剂,在紫外光照射下会产生活性氧,同时在超声波覆盖下则会促使电子和空穴分离,进而也会产生活性氧。而S的引入会增强TiO2的光声响应,提高植入体表面的抗菌能力。

光热抗菌和光动力抗菌均需要调控适当的反应条件和时间,在温和的条件下2者的杀菌效果都会减弱,因此需要结合使用以在尽可能温和的条件下提高抗菌效果,协同抗菌[113,114,198,199]。在追求高效的抗菌效率时,往往还需要加入细胞组织修复剂。Li等[113]在Ti植入体表面同时构建了包含红磷、MoS2的光响应涂层和光敏剂IR780,并加入辅助剂聚多巴胺。2者的结合使用可以杀死细菌,破坏细菌膜,辅助剂聚多巴胺又可以促进正常细胞的黏附和生长。Yuan等[199]制备了介孔聚多巴胺、光敏剂吲哚青绿以及精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸修饰的钛复合材料,在近红外光照射下,光敏剂和光响应材料有效杀死细菌,消除细菌膜。而精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸的存在也使杀菌后的细胞修复得到保障。

光热抗菌、光动力抗菌以及光声抗菌的主要优势是抗菌的长久持续性,有效避免了抗菌成分失效导致的二次手术,减轻了患者的痛苦。这类型方法的缺点也较为明显,在外源治疗过程中杀死细菌的同时会造成细胞损伤,温和的条件又无法完全杀死细菌,寻找最佳治疗条件以及配合其他方法抗菌是目前主要的解决办法。

抑菌手段旨在消除细菌适宜的生存环境,从根源上让细菌无法在Ti及钛合金表面黏附、生长,如在Ti及钛合金表面构建超疏水性涂层、亲水性聚合物、仿生纳米结构,然而,这些方法在抑制细菌黏附的同时也会在一定程度上抑制细胞的黏附,需要通过改变表面粗糙度、提高表面生物活性以弥补它们的不足；或者针对细菌使用非特异性酶、群体感应抑制剂,破环细菌局部结构,降低其耐药性,抑制细菌进一步生长。抗菌手段则是直接对细菌进行灭活处理,Ti及钛合金植入体表面药物抗菌、金属离子抗菌在效果上虽然显著,但是其抗菌因子均为消耗性物质,无法保持长效；而在植入体表面锚定正电荷物质大大减少了抗菌因子的消耗,具有长久持续性；同样地,通过在Ti及钛合金表面构建可长久存在的光热、光声响应涂层,再由外源信号激活响应涂层进行杀菌的方法有效提高了抗菌的长效性,但是杀菌效果方面还需进一步改善。

Ti及钛合金在生物医用领域的研究,主要分为力学性能提升,生物相容性改善,植入体表面具有抑菌、抗菌性3个方向：(1) 力学性能的提升旨在使Ti及钛合金具有类骨骼性质,如接近骨骼的Young's模量,同时还要具有高的强度、硬度,抗磨损,耐体液腐蚀等性质,以保证植入体在人体中可以长久存在且不会产生有毒物质,诱发炎症。目前研究的多种钛合金可以在多种力学性能中达到最佳平衡状态,即可以同时满足多种力学性能要求,但是无法让每种力学性能都达到最佳。后续研究的目标集中在提升钛合金多种力学性能的最佳平衡状态；(2) 在提升Ti及钛合金力学性能的同时,其生物相容性的改善也是不可或缺的。生物相容性的缺失会导致合金在植入人体后久久无法与人体骨骼、周围组织紧密结合,造成植入体松动、疲劳等问题,给患者带来巨大的痛苦。研究者通过提高钛合金表面粗糙度和制备生物活性物质涂层2种主要途径已有效提高了钛合金的生物相容性。但是,只具有良好的生物相容性的钛合金远远无法满足实际应用需求；(3) 即便Ti及钛合金可以长期稳定存在于人体内且与人体周围组织结合紧密,细菌感染问题仍然无法避免。目前以及未来的发展,仍然需要聚焦于更容易引发炎症、造成生命威胁的细菌感染方面,即植入体表面抑菌、抗菌领域。无论是在Ti及钛合金表面负载抑菌/抗菌因子,还是构建外源响应涂层,在植入人体后都很难保持其持续有效性以及对人体自身细胞组织的长期无害性。

Ti及钛合金某一方面的性能提升很难长期有效地满足实际应用的多种需求。因此,研究者需要在Ti及钛合金力学性能、生物相容性以及具备抗菌性3者之间达到最佳平衡状态。即在兼顾良好的力学性能、良好的生物相容性的同时,术后无需二次手术的、长久有效的抗菌策略是Ti及钛合金在生物医用领域中未来研究的主要方向。