鈦表面微納結構制備及原位沉積磷酸鈣*

肖東琴　譚震　翁杰　匙峰　馮剛

(1. 南充市中心醫院·川北醫學院第二臨床學院組織工程與干細胞研究所，四川 南充 637000；2. 西南交通大學 材料先進技術教育部重點實驗室，四川 成都 610031)

?

·論著·

鈦表面微納結構制備及原位沉積磷酸鈣*

肖東琴1,2譚震2翁杰2匙峰2馮剛1

(1. 南充市中心醫院·川北醫學院第二臨床學院組織工程與干細胞研究所，四川 南充 637000；2. 西南交通大學 材料先進技術教育部重點實驗室，四川 成都 610031)

目的鈦表面結構及成分會影響鈦和骨組織的界面鍵合，為增強鈦表面的生物活性，促進材料與骨組織的鍵合，本文旨在鈦表面構建微納結構并原位沉積磷酸鈣。方法首先，通過堿熱處理，在鈦表面構建微納結構。將處理后的鈦置于添加環己烷六羧酸(H6L)的鈣磷溶液中，進行水熱處理。采用SEM，EDX，XRD及FTIR等分析手段對材料進行表征。此外，考察了鈦堿熱處理與原位沉積磷酸鈣鈦表面成骨細胞生長情況。結果240 ℃堿熱處理下，鈦表面生成平均長度在8 μm左右的鈦酸鈉納米線。經過二次水熱后，磷酸鈣顆粒在納米線上發生原位沉積，而未加入H6L的鈣磷溶液中，納米線上沒有發生磷酸鈣沉積。這說明，H6L的加入有利于磷酸鈣在納米線上沉積。細胞結果表明，原位沉積磷酸鈣的鈦表面更有利于細胞增殖。結論本文通過二次水熱的方法，成功在鈦表面制備出含磷酸鈣/納米線的多級微納結構，有望應用于骨植入材料表面改性。

鈦；納米線；磷酸鈣；水熱處理；原位沉積

鈦及鈦合金因其具有良好的生物相容性、機械性能和優異的耐腐蝕性能，廣泛應用于人體植入材料[1]。盡管其具有良好的生物相容性，但在植入初期不能與骨發生直接鍵合，缺乏生物活性[2]。因此，對鈦表面進行改性，已引起人們的廣泛關注。研究表明：具有納米表面結構的鈦金屬比傳統的鈦金屬有更好的細胞粘附性及成骨分化能力[3]。同時，Zhao等人認為，微納米結構對成骨細胞的增殖，蛋白質合成，堿性磷酸酶合成，膠原蛋白的分泌，細胞外基質礦化具有增強效應[4]。通過熱處理形成的具有微納米結構的多孔鈦，新骨生成量明顯高于普通多孔鈦，具有優良的骨傳導能力[5]。磷酸鈣具有優異的骨誘導性，有利于新骨形成[6]。因此，在鈦及鈦合金表面制備磷酸鈣生物活性涂層可以有效結合兩種材料的優勢。金屬表面磷酸鈣涂層的制備方法包括等離子噴涂，生物礦化，磁控濺射，溶膠-凝膠法和電化學方法等[7-9]。通常在鈦金屬表面制備磷酸鈣涂層，均需解決金屬基底與涂層界面的結合問題[10]。因此，如何在已構建的鈦納米結構表面沉積磷酸鈣，形成具有優良界面結合和促進骨鍵合的植入材料已成為亟待解決的問題。本文通過堿熱處理，在鈦表面制備納米線結構。然后二次水熱，采用小分子調控磷酸鈣生長，使其在鈦納米線上原位沉積，從而成功構建了具有多級微納結構的鈦植入體表面。

1　實驗方法

1.1鈦表面納米結構制備將鈦箔(純度>99.9%)剪成塊狀，大小為1 cm×10 cm。配置濃度為1 M的氫氧化鈉(NaOH)溶液，量取60 mL注入反應釜中。然后，將鈦箔放入反應釜中，置于240 ℃下，反應5小時。反應結束后，取出并用去離子水沖洗，最后在60℃烘箱中烘干備用。

1.2原位沉積磷酸鈣分別稱取0.708 g四水硝酸鈣(Ca(NO3)2·4H2O)，0.644 g十二水磷酸氫二鈉(NaHPO4·12H2O)，0.15 g環己烷六羧酸(H6L)溶于60 mL去離子水中，攪拌溶解，并用HNO3調節溶液pH值至2.5，加入2.00 g尿素(CO(NH2)2)，持續攪拌直到完全溶解。將配置好的溶液注入反應釜中，并將堿熱處理后的鈦箔置于反應釜內，150 ℃下反應3小時。結束后取出并用去離子水沖洗，60 ℃烘干待用。

1.3測試與表征利用掃描電子顯微鏡(SEM，FEI Quanta 200)觀察樣品表面形貌，X射線能譜儀(EDS)分析樣品表面元素成分；并用X射線衍射儀(XRD，PhilipsX′Pert Pro)分析樣品物相成分，紅外光譜儀(FT-IR，Nicolet 5700)分析樣品化學結構，酶標分析儀(μ-Quant，DNM-9602G)測定吸光度值。

1.4體外細胞實驗選取水熱堿處理和原位沉積磷酸鈣的鈦箔作為試驗樣品，每組5個平行樣。將試樣置于24孔板中，再將成骨細胞(取自大鼠顱蓋骨)按照接種密度為1×104個/孔接種于材料上，在CO2恒溫培養箱中37 ℃培養。培養24小時后，取出試樣用PBS漂洗3次，2.5%戊二醛溶液固定，梯度乙醇脫水處理，再用乙酸乙酯脫脂，真空干燥后噴金，用SEM觀察細胞形貌。培養第1、3、5及7天后采用Alamar Blue法檢測成骨細胞活性與增殖情況。即棄除孔板中培養基，加入Alamar Blue工作液(α-MEM∶Alamar Blue= 9∶1)1 mL，放入CO2恒溫培養箱中37 ℃孵育4小時后，吸取上清液200 μl置于96孔板中測定其在570 nm波長處吸光度值。

2　結果

2.1鈦表面納米結構SEM分析圖1為水熱反應下鈦表面制備納米線結構的SEM圖。由圖可知，鈦箔表面形貌呈現大量納米線狀結構，且較為均勻，長度為5～10 μm，寬度為50～200 nm。納米線表面較為平整光滑。從對應的XRD圖譜可知，樣品在2θ=35.3°、38.4°、40.4°、53.2°和63.2°分別對應于鈦標準圖譜(JSPDS 00-001-1198)的(100)，(002)，(101)，(102)，(110)晶面，而出現的36.5°，48.5°則對應于鈦酸鹽(JSPDS 00-048-0693)的(251)，(063)晶面。由此可知，經水熱堿液處理后，鈦箔表面形成的納米線主要成分是鈦酸鹽(NayH2-yTinO2n+1)[11]。

Dong等人研究了240 ℃條件下NaOH溶液濃度對鈦網表面形貌的影響[12]，采用0.25 M NaOH溶液水熱處理時，表面形成了鈦納米棒狀結構，濃度升至1 M后，鈦表面形成寬約50～100 nm，長5～10 μm的鈦納米線，與本實驗結果類似。本課題組前期研究了不同溫度堿熱處理對鈦表面結構的影響，溫度為180 ℃， 200 ℃，240 ℃時，分別得到片層狀，納米棒狀以及納米線狀結構[13]。研究表明，金屬鈦表面的納米線，能夠模仿自然細胞外基質的結構，促進細胞增殖粘附[14]。同時，其較高的比表面積，有利于藥物的吸附與控釋。所以本實驗選擇溫度為240 ℃，濃度為1 M NaOH進行第一步水熱制備鈦表面納米線結構。

2.2原位沉積磷酸鈣的SEM分析圖2(a、b)為鈦表面微納結構上原位沉積磷酸鈣的SEM圖。由圖可知，二次水熱后鈦納米線上原位沉積了珠子狀物質，且該物質并未形成較厚涂層覆蓋原有鈦納米線微結構(圖2(a))。從圖2(b)中可以看出，鈦納米線中部被捆扎，且納米線表面變得粗糙，表面有珠子狀物質生成。對珠子狀物質進行EDX圖譜(圖2(c))分析可知，其主要成分為Ca、P、Ti、O，其中Ca/P摩爾比為1.6。

圖1鈦表面微納米結構的(a)SEM圖及對應的(b)XRD圖譜

Figure1(a) SEM images of nano-structure on Ti surface and (b) corresponding XRD spectrum

原鈦納米線中的鈉離子并未檢測到，其原因可能是鈣離子取代了鈦納米線(主要由鈦酸鈉構成)中的鈉離子[14]。

水熱礦化液中鈣磷離子濃度會影響磷酸鈣的成核、生長。Zhang等人的研究表明當鈣離子濃度高于0.1M時，沉積的磷酸鈣涂層完全覆蓋于納米線之上，進而掩蓋了納米線本身的結構[15]。本實驗將鈣離子濃度降低到0.05M，磷酸鈣沉積在納米線表面，并保存鈦表面納米線本身的微結構，從而構建具有多級微納結構的鈦表面。究其原因在于鈣磷離子濃度的降低，會在磷酸鈣成核后，抑制磷酸鈣的生長[16]。就反應溫度而言，宋等人發現水熱合成磷酸鈣時，溫度在90℃時形成主相為羥基磷灰石的混合磷酸鈣[17]。當溫度達到150℃時，產物為純相羥基磷灰石，且隨著反應時間的延長其長徑比不斷升高。因此，本實驗為不覆蓋原有鈦納米線結構的基礎上，原位沉積磷酸鈣，合成具有多級微鈉結構表面的鈦植入體，選擇實驗條件為150℃，3小時。

圖2原位沉積磷酸鈣的SEM與EDX圖

Figure2(a,b) SEM images of in-situ deposited calcium phosphate on Ti nanowire and (c) corresponding EDX graph

2.3原位沉積磷酸鈣的結構、組成分析圖3a為二次水熱反應后鈦表面的XRD圖譜。S1為反應溶液添加了H6L的反應產物，S2為反應溶液未添加H6L的反應產物。與鈦、鈦酸鹽(JSPDS 01-089-5009)和羥基磷灰石(HA，JSPDS 00-001-1008)標準圖譜對比，可以看出除原有的鈦與鈦酸鹽的峰外，S1在2θ=25.7°，28.7°，32.0°，49.5°出現了HA的特征峰，并且從圖2c可知，鈦表面含有Ca、P成分，說明鈦表面生成了主相為HA的磷酸鈣。而在S2的XRD圖譜中，并未出現HA的特征峰。圖3b為原位沉積磷酸鈣的FTIR圖，其中S1為反應溶液添加H6L的反應產物，S2為反應溶液未添加H6L的反應產物。分析可知，H6L調控水熱沉積磷灰石的樣品在1090cm-1處檢測到PO43-，在1440cm-1處檢測到CO32-。PO43-的出現說明生成了磷酸鈣，而磷酸鈣中CO32-存在可能是由于尿素分解形成，也不排除樣品吸附CO2，生成CO32-[18-19]。由此可見，溶液中添加H6L后，有利于磷酸鈣在納米線上的沉積，與XRD結果一致。Zhao等人采用電化學法，在模擬體液溶液中，通過控制反應電流在鈦納米線上沉積磷酸鈣顆粒[20]。而本文則在水熱條件下通過小分子調控磷酸鈣生長，在鈦納米線上原位沉積磷酸鈣，生成多級微鈉結構鈦表面。

圖3原位沉積磷酸鈣的XRD圖與FTIR圖(S1為反應溶液添加了H6L的反應產物，S2為反應溶液未添加H6L的反應產物)

Figure3(a) XRD spectrum of in-situ deposited calcium phosphate on Ti surface and (b) corresponding FTIR spectrum

2.4鈦表面堿熱處理及原位沉積磷酸鈣樣品體外生物相容性為考察鈦表面納米線與原位沉積磷酸鈣后樣品的生物相容性，我們研究了成骨細胞在兩種樣品表面的鋪展、粘附以及增殖情況。圖4為成骨細胞在鈦納米線與原位沉積磷酸鈣樣品表面培養1天的SEM形貌。由圖4可知，細胞在兩種樣品表面鋪展、粘附良好，細胞偽足清晰可見。結合Alamar Blue檢測結果由圖5可知，細胞在接種5天后，原位沉積磷酸鈣樣品表面細胞增殖情況明顯優于鈦納米線表面。綜上說明，二次水熱后，在鈦納米線上原位沉積磷酸鈣，相比于鈦納米線，更有利于細胞的增殖生長。

圖4鈦表面納米線(a)與原位沉積磷酸鈣(b)樣品表面細胞粘附圖

Figure4SEM images of cell adhesion on (a) Ti nanowires and (b) in-situ deposited calcium phosphate surface

Ding等人采用1 M NaOH，220 ℃反應8小時水熱反應得到鈦納米線結構，進行成骨細胞(MG-63)培養，發現鈦納米線不利于細胞增殖[21]。本實驗在鈦納米線上原位沉積磷酸鈣以后，相比于鈦納米線，細胞增殖情況良好。因此，在鈦納米線上沉積磷酸鈣，有利于提高其生物相容性。

圖5細胞在不同樣品表面增殖情況

Figure5Cell proliferation on different Ti surfaces

3　討論

本實驗采用二次水熱的方法，在鈦表面納米線上原位沉積磷酸鈣晶體，既保留了原鈦表面納米線結構，又制備出納米線/磷酸鈣多級微納結構，賦予鈦表面生物活性。我們對其反應機理進行推測，開始反應溶液中的鈣磷離子在酸性溶液中均勻分布。隨著反應的進行，溶液中尿素逐步分解，溶液的pH值升高。反應溶液中的小分子模板劑H6L，分子結構中含有6個羧基，在堿性條件下脫質子化，易與反應溶液中的鈣離子發生螯合作用，形成Ca-H6L螯合物。Zhang等認為，H6L易吸附在鈦納米線上，進而與鈣螯合，使鈣磷離子聚集在納米線周圍，從而在納米線上沉積磷酸鈣顆粒[15]。至于H6L如何在納米線上吸附，仍需進一步研究。同時，Ouyang等認為，由于鈣離子比鈉離子活潑，所以鈣離子取代了鈦酸鈉中的鈉離子，有效促進羥基磷灰石的定向生長[14]。所以，磷酸鈣在鈦納米線上的沉積有可能是鈣離子取代納米線中鈉離子所引發的。Ca-H6L中的鈣取代納米線中的鈉離子，H6L中的羧基進一步螯合溶液中自由鈣離子，進而吸引磷酸根、氫氧根，形成磷酸鈣晶核，沉積在鈦納米線上。

在本實驗中，采用二次水熱的方法，既保持了鈦納米線本身的結構特征，又在納米線上原位沉積磷酸鈣顆粒，賦予鈦表面骨誘導性，成功制備了鈦納米線/磷酸鈣多級微納結構。這種多級微納結構有利于成骨細胞生長，促進骨植入體與組織的鍵合[22]。

4　結論

采用二次水熱的方法，在保持鈦表面原納米線結構的基礎上，原位沉積磷酸鈣晶體，制備出了具有納米線/磷酸鈣多級微納結構的鈦表面。實驗結果表明，小分子調控劑H6L的添加，能促進磷酸鈣晶體在鈦納米線上的成核、生長。鈣磷離子濃度的降低，能有效控制磷酸鈣的生長，使其在納米線上原位沉積而不至于覆蓋納米線原有結構。且鈦納米線原位沉積磷酸鈣后構建的多級微納結構更有利于細胞生長。此方法操作簡單，有望應用于鈦植入體表面改性，增強其生物活性。

[1]Titanium in medicine: material science, surface science, engineering, biological responses and medical applications[M]. Springer Science & Business Media, 2012.

[2]Hu X, Shen H, Cheng Y,etal. One-step modification of nano-hydroxyapatite coating on titanium surface by hydrothermal method[J]. Surface and Coatings Technology, 2010, 205(7): 2000-2006.

[3]Webster TJ, Siegel RW, Bizios R. Osteoblast adhesion on nanophase ceramics[J]. Biomaterials, 1999, 20(13): 1221-1227.

[4]Zhao L, Mei S, Chu P K,etal. The influence of hierarchical hybrid micro/nano-textured titanium surface with titania nanotubes on osteoblast functions[J]. Biomaterials, 2010, 31(19): 5072-5082.

[5]Fan X, Feng B, Liu Z,etal. Fabrication of TiO2 nanotubes on porous titanium scaffold and biocompatibility evaluation in vitro and in vivo[J]. Journal of Biomedical Materials Research Part A, 2012, 100(12): 3422-3427.

[6]Wang H, Zhi W, Lu X,etal. Comparative studies on ectopic bone formation in porous hydroxyapatite scaffolds with complementary pore structures[J]. Acta Biomaterialia, 2013, 9(9): 8413-8421.

[7]Vahabzadeh S, Roy M, Bandyopadhyay A,etal. Phase stability and biological property evaluation of plasma sprayed hydroxyapatite coatings for orthopedic and dental applications[J]. Acta Biomaterialia, 2015, 17: 47-55.

[8]Noorakma ACW, Zuhailawati H, Aishvarya V,etal. Hydroxyapatite-coated magnesium-based biodegradable alloy: cold spray deposition and simulated body fluid studies[J]. Journal of Materials Engineering and Performance, 2013, 22(10): 2997-3004.

[9]Franco RL, Chiesa R, Beloti MM,etal. Human osteoblastic cell response to a Ca- and P-enriched titanium surface obtained by anodization[J]. Journal of Biomedical Materials Research Part A, 2009, 88(4): 841-848.

[10] Rajesh P, Muraleedharan CV, Komath M,etal. Laser surface modification of titanium substrate for pulsed laser deposition of highly adherent hydroxyapatite[J]. Journal of Materials Science: Materials in Medicine, 2011, 22(7): 1671-1679.

[11] Suzuki Y, Pavasupree S, Yoshikawa S,etal. Natural rutile-derived titanate nanofibers prepared by direct hydrothermal processing[J]. Journal of Materials Research, 2005, 20(04): 1063-1070.

[12] Dong W, Zhang T, Epstein J,etal. Multifunctional nanowire bioscaffolds on titanium[J]. Chemistry of Materials, 2007, 19(18): 4454-4459.

[13] 張成棟. 水熱法制備多級微納結構鈦基磷酸鈣復合涂層[D]. 西南交通大學, 2013.

[14] Ouyang J, Sun X, Chen X,etal. Preparation of layered bioceramic hydroxyapatite/sodium titanate coatings on titanium substrates using a hybrid technique of alkali-heat treatment and electrochemical deposition[J]. Journal of Materials Science, 2014, 49(4): 1882-1892.

[15] Zhang CD, Xiao DQ, Fu YK,etal. Fabrication of Nanostructured Hierarchical Coatings Composed of Calcium Phosphate/Titanate on Titanium Substrate[J]. Key Engineering Materials, 2014, 575: 253-258.

[16] Tan J, Saltzman WM. Biomaterials with hierarchically defined micro-and nanoscale structure[J]. Biomaterials, 2004, 25(17): 3593-3601.

[17] 宋云京, 李木森, 溫樹林, 等. 溫度和 pH 值對羥基磷灰石粉體合成的影響[J]. 硅酸鹽通報, 2003, 22(2): 7-10.

[18] 肖東琴, 王東微, 任俊臣, 等. 摻銅羥基磷灰石微球的制備及表征[J]. 無機材料學報, 2014, 29(7): 769-775.

[20] Zhao H, Dong W, Zheng Y,etal. The structural and biological properties of hydroxyapatite-modified titanate nanowire scaffolds[J]. Biomaterials, 2011, 32(25): 5837-5846.

[21] Ding X, Yang X, Zhou L,etal. Titanate nanowire scaffolds decorated with anatase nanocrystals show good protein adsorption and low cell adhesion capacity[J]. International Journal of Nanomedicine, 2012, 8(1): 569-579.

[22] 魯雄, 馮波, 翁杰, 等. 生物材料表面微納結構對成骨相關細胞的影響[J]. 中國材料進展, 2013, 32(10): 611-622.

Fabrication of micro/nano-structure on titanium surface and in-situ deposition of calcium phosphate

XIAO Dongqin1,2，TAN Zhen2，WENG Jie2,et al

(1.ResearchInstituteofTissueEngineeringandStemCell,TheSecondClinicalInstituteofNorthSichuanMedicalCollege·NanchongCentralHospital,Nanchong637000,Sichuan,China;2.KeyLabofAdvancedTechnologiesofMaterials,MinistryofEducation,SouthwestJiaotongUniversity,Chengdu610031,China)

ObjectiveTitanium (Ti) and alloys are widely used in the bone repair due to their good biocompatibility. The bonding between Ti implants and tissues is significantly affected by Ti surface microstructure and composition. Therefore, in order to enhance the biological activity of the titanium surface and promote the bonding of materials and bone tissues, the study was aimed to construct micro/nano-structures on titanium surface and in-situ deposition of calcium phosphate. MethodsFirst, alkali-heat treatment was used to construct microstructures on titanium surface. Then, CaP crystals were deposited on the treated Ti surface from solutions containing cyclohexanehexacarboxylic acid (H6L) under hydrothermal conditions. Products were characterized by scanning electron microscope equipped with energy disperse spectroscopy, X-ray diffraction and Fourier transform infrared spectroscope spectrometry. In addition, the cell growth on the alkali-heat treated Ti surface and calcium phosphate in-situ deposited Ti surface was also investigated. ResultsNanowires (mean length: ～ 8 μm) formed on the Ti surface at 240 ℃. After the two-step hydrothermal treatment, calcium phosphate particles are deposited on the titanium nanowire, and calcium phosphate could not deposit on titanium nanowire without H6L in solution. The results proved that H6L was beneficial for calcium phosphate deposition on the titanium nanowire. Moreover, cell results indicated that Ti surface modified by calcium phosphate in-situ deposition was more favorable for cell proliferation. ConclusionThe two-step hydrothermal method was successfully used to fabricate hierarchical structure composed of calcium phosphate/nanowire and is expected to be applied to the surface modification of bone implants.

Titanium; Nanowires; Calcium phosphate; Hydrothermal treatment; In-situ deposition

國家自然科學基金面上研究項目(51572228)；四川省科技廳應用基礎研究項目(2016JY0123)；四川省教育廳創新團隊資助項目(13TD0030)；四川教育廳重大培育項目(15CZ0021)

翁杰，教授，主要研究方向：生物醫用材料, E-mail: jweng@swjtu.edu.cn

R 318.08

A

10.3969/j.issn.1672-3511.2016.08.007

2016-04-22； 編輯： 張文秀)