醫用多孔β鈦合金的制備方法研究進展

許 瑩，王歡歡，王 變

(華北理工大學，河北 唐山 063210)

0 引 言

醫用金屬材料可修復或替換人體病損組織、器官或增進其功能，廣泛應用于人工心臟瓣膜、骨骼、耳和牙等組織的修復與替換[1-2]。醫用金屬材料主要包括醫用不銹鋼、鈷基合金和鈦及鈦合金這3大類[3]。不銹鋼和鈷基合金具有較高的強度和韌性，可用于硬組織系統的修復，但是也存在一定的局限性。首先，力學性能(彈性模量、強度)與人骨的力學性能(松質骨：1 ～2 GPa、0.3～1.5 MPa；致密骨：3～30 GPa、100～230 MPa)[4-5]相差較大，替換骨組織后，應力作用發生不同的應變，使載荷無法由植入體很好地傳到相鄰的骨組織，在材料和骨之間出現相對位移，產生“應力屏蔽”現象，導致骨組織退化、萎縮、甚至被吸收，最終導致植入體松動和斷裂，不能滿足長期使用的要求[6-7]。其次，生物相容性差，與人體組織細胞接觸產生免疫排斥，不能很好的融合，不利于組織細胞的增殖、分化，維持正常的生命活動[8-9]。鈦及鈦合金相對于其他金屬材料，具有比強度高、耐腐蝕性好、生物相容性優良等性能，成為骨組織修復和替換的主導材料。醫用鈦合金的發展經歷了3個階段[10-12]：第1階段以純鈦及含有Al和V有害元素的Ti-6Al-4V為代表；第2階段為α+β鈦合金，代表性合金有Ti-5Al-2.5Fe和Ti-6Al-7Nb，其彈性模量比人骨偏高(100～110 GPa)；第3階段為β或近β鈦合金，如Ti-Zr基、Ti-Nb基、Ti-Ta基鈦合金，其彈性模量(40～100 GPa)相對其他鈦合金較低，但相對人體骨來說仍然偏高[13-15]。因此，如何獲得低彈性模量的β鈦合金成為植入體材料發展的重要方向。

為降低β鈦合金的彈性模量，多孔結構鈦合金已經成為新的發展趨勢。本文總結了多孔β鈦合金的多種制備工藝，分別從制備試樣的孔隙結構特征、孔隙率大小及工藝過程等方面對制備工藝進行綜合性評價，尋求較優的制備條件以獲得有利于植入人體的多孔β鈦合金。

1 影響多孔β鈦合金性能的因素

已有研究表明，改變鈦合金β相含量、微觀組織及制備多孔結構是降低彈性模量、提高生物學性能的有效途徑。首先，通過熱處理工藝和添加合金元素來控制β鈦合金的微觀組織，降低其彈性模量。其次，在β鈦合金中引入孔隙結構調整其生物力學性能。

1.1 合金元素

合金的彈性模量與原子間的結合力和電子狀態有關。合金化有利于改善β鈦合金的彈性模量。從價電子濃度e/a、Bo-Md圖、晶相形成能等方面，設計合金成分，制備低彈性模量的β鈦合金。

價電子濃度是指合金中每個原子的平均價電子數，是決定固溶度的一個重要因素。鈦合金中α相、β相和ω相都是固溶體，所以，Ti-X二元合金能以β穩定結構存在的臨界價電子濃度e/a=4.0，并且當e/a處于4.20～4.24范圍內時，合金的彈性模量最低[16]。

d-電子合金設計方法采用2個參數Bo和Md來控制合金的相穩定性和性能。Bo(Bond order)用來表征鈦與合金元素之間共價鍵的強度，Bo值越大原子之間的鍵合就越強；Md(Metal d-orbital energy lever)是與元素的電負性和金屬鍵半徑密切相關的參數。研究表明，在單一β相區內，隨著Bo和Md的增加，鈦合金的彈性模量降低[17]。

對于固體來說，形成能是影響特殊晶相結構的主要因素之一。合金具有的負形成能絕對值越高，其熱力學穩定性越好。Nnamchi[18]研究發現，多元鈦合金中β相的形成能較低，表明β相中原子間的平均化學鍵比其他相強，Nb和Zr元素的加入明顯阻止了α相和ω相的形成，但穩定了α′和β相。因此，可通過加入Ta、Nb、Mo、W和Zr等無毒性、生物相容性好的β穩定合金元素，使合金形成穩定的β相，降低合金的彈性模量。

1.2 熱處理工藝

對于多孔β鈦合金，通過控制熱處理工藝參數能夠得到穩定的β相組織，提高強度、降低彈性模量。鈦合金的熱處理類型有退火處理、固溶時效處理、形變熱處理和化學熱處理等[19]。采用固溶時效處理β鈦合金，可減少組織不均勻性，提高合金的強度。時效溫度越低、時間越長，合金的硬度越高[20-21]。

鈦合金的相組成不僅受β相穩定元素含量的影響，而且與熱處理密切相關。多元鈦合金在相變點溫度以下固溶處理后，相組成多為α+β相；而在相變點溫度以上固溶處理后組織為單一的β相；伴隨著合金元素含量的增多，鈦合金組織出現兩相區，該相區不斷擴展，當含量超過β穩定元素的臨界濃度時，高溫β相不再相變而保留下來，形成單一的β相組織[22]。其中，相變點溫度可根據Morinaga等人[21]依據分子軌道理論建立的鈦合金β/(α+β)的轉變溫度Tβ(℃)與Bo、Md的關系模型進行計算，如式(1)所示。

Tβ=102(40.65-1.052Md-9.79Bo)-273

(1)

1.3 多孔結構

與致密材料比較，多孔結構可降低材料的彈性模量。多孔β鈦合金具有類似于人體骨的孔特征，其孔隙率的大小及孔結構的均勻性、連通性顯著影響著合金的力學性能。研究證實：①植入體孔徑在15～40 μm時，有利于纖維組織的生長；②孔徑在40～100 μm時，促使礦物類骨組織的生長；③孔徑大于200 μm時，可能具有骨傳導作用；④孔徑在200～400 μm時，能有效促進新骨生長；⑤孔隙率超過30%，孔結構能夠彼此連通，通孔有利于體液傳輸，有利于組織再生[24-25]。

孔隙率的大小不僅影響植入體的強度，還影響植入體的密度，導致彈性性能發生變化。因此，可根據植入體彈性性能匹配需要的不同，控制孔隙體積容量、平均孔隙尺寸和相互連接通道尺寸，制備出具有一定強度并與人體骨彈性模量相適應的骨骼替代材料。

2 多孔β鈦合金的制備方法

多孔β鈦合金是以β鈦合金作為基體，采用不同的加工工藝，制備出具有不同孔隙結構特征的多孔β鈦合金，其力學性能及生物性能不同。因此，如何選擇合適的制備方法，如何調整工藝參數，從而制備出具有與人骨相似孔隙特征及優良生物相容性的多孔β鈦合金是主要的研究方向。

多孔β鈦合金的制備方法有很多，根據制備過程中金屬所處的狀態、鈦合金中β相的穩定性及制備技術手段的不同通常分為粉末冶金法、凝膠注模成形法、激光快速成形技術(3D打印技術)[26]。

2.1 粉末冶金法

粉末冶金法是以金屬粉末或金屬粉末與造孔劑的混合物作為原料，通過成形、粘合、燒結等步驟使金屬粉末發生部分致密化，從而制備出具有一定孔隙結構的材料[9]。這種方法在新型材料的技術研究方面，尤其是醫用多孔β鈦合金材料的制備方面有著廣泛的應用[27]。影響多孔β鈦合金顯微組織及力學性能的主要參數有造孔劑種類及含量、燒結溫度和燒結時間。

2.1.1 造孔劑對孔隙結構及力學性能的影響

邵燁[28]利用粉末冶金法制備多孔Ti-39Nb-6Zr合金發現，當分別添加質量分數均為15%的碳酸氫銨和尿素造孔劑時，材料均出現700 μm以上的較大孔，平均孔徑相差不大，抗壓強度分別為125 MPa和80 MPa，彈性模量分別為3.8 GPa和3.2 GPa，所以，添加尿素得到材料的抗壓強度比同條件下添加NH4HCO3的抗壓強度低，而兩者的彈性模量相差不大。造孔劑NH4HCO3添加量為25%時，制備的多孔Ti-10Mo合金的孔隙率為37.5%，平均孔徑為130 μm，抗壓強度為174 MPa，彈性模量為20.2 GPa，力學性能更接近于人體骨[29]。梁丹丹等[30]研究發現，造孔劑(NH2)2CO含量對多孔Ti-14Mo合金的相組成影響不大，但含量增多時相對密度呈近線性遞減，孔隙數量逐步增加，當(NH2)2CO含量為15%～30%時，多孔Ti-14Mo合金的抗彎強度為109.10～220.77 MPa，彈性模量為17.06～37.96 GPa，此時多孔Ti-14Mo合金的力學性能滿足臨床上對松質骨替代物的要求。因此，采用粉末冶金法制備多孔β鈦合金時，通過改變造孔劑含量可以調控合金的孔隙結構，進而降低合金的彈性模量。

2.1.2 燒結對孔隙結構及力學性能的影響

王璽涵等[31]在常規粉末冶金燒結法基礎上優化成形方法及燒結工藝，發現燒結溫度為1 100 ℃，燒結4 h，制得的多孔Ti-24Nb-4Zr-8Sn合金的孔隙率為20%～32%，彈性模量為6～20 GPa，壓縮強度為140～432 MPa，與人體皮質骨基本匹配。Nouri等[32]采用粉末冶金法制備多孔Ti-16Sn-4Nb合金時，先經170 ℃燒結3 h，再加熱到1 200 ℃燒結3 h，制得的合金彈性模量降至0.3～2 GPa，抗壓強度降至7～14 MPa，與人體松質骨的力學性能基本相近。徐焱缽[33]研究發現，燒結溫度升高至1 200 ℃、燒結時間為5 h時，制得的多孔TiZrNb合金的孔隙率比王璽涵制備的多孔Ti-24Nb-4Zr-8Sn合金的孔隙率高，楊氏模量為17.9 GPa，抗彎強度為264.5 MPa，2種鈦合金的顯微組織都是近β型。邵燁[28]研究發現，燒結溫度升高及燒結時間延長后，多孔Ti-39Nb-6Zr合金的孔隙率由23.2%下降至20.6%，平均孔徑由16.6 μm下降至12.1 μm，抗壓強度由110 MPa上升至295 MPa，彈性模量由4.7 GPa上升至9.8 GPa。

粉末冶金法宜用于制備形狀簡單的多孔β鈦合金材料，生產工藝簡單，周期短，工藝參數可控性強，制備的多孔合金的孔隙率范圍較寬，但孔隙率較低，孔隙結構不易控制，需要從造孔劑種類及含量、燒結溫度及時間著手控制孔隙結構。因此，該法還需要做大量的系統研究，精確調控參數，以實現多孔β鈦合金參數與優異性能的良好匹配。

2.2 凝膠注模成形法

凝膠注模成形法在新型陶瓷及金屬材料的成形方面應用廣泛。該工藝通過制備低黏度、高固相體積分數的漿料，再將漿料中有機單體聚合使漿料原位凝固，從而獲得高密度、高強度、均勻性好的坯體，坯體經干燥、排膠和燒結等工序后，可直接制備出復雜形狀的近凈尺寸部件[9,34]。該方法中影響多孔β鈦合金孔隙特征及力學性能的參數主要是漿料的固相含量。

李艷等[35]用固相含量為34%(體積分數)的漿料制備出孔隙度為46.5%的多孔鈦植入材料，其抗壓強度為158.6 MPa，楊氏模量為8.5 GPa，與自然骨基本匹配。楊棟華等[36]在漿料中添加7.5%大顆粒結晶Mo粉，制備出由分布均勻的α-Ti和β-Ti組成的多孔Ti-7.5Mo合金。研究發現，隨固相含量從31%增加到35%時，多孔Ti-7.5Mo合金的壓縮強度從142 MPa升高到258 MPa，彈性模量從11 GPa升高到18 GPa，性能明顯優于相同工藝成形的多孔純鈦(壓縮強度158.6 MPa，彈性模量8.5 GPa)。楊棟華等[37]用固相體積分數為33%的漿料制備出多孔Ti-8%Co合金，其孔隙率為50%，壓縮強度為68～378 MPa，抗彎強度為53.68～169.17 MPa，彈性模量為7～21 GPa。與多孔純鈦比較，多孔Ti-8%Co合金具有更優的力學性能，且與人體骨組織的適應性很好。

凝膠注模法成形坯體的組織結構均勻、缺陷少、易成形、孔隙度可控，適用于制備形狀較復雜、尺寸大的制品，在高孔隙率植入件的制備方面有很好的發展前景，但是該方法對漿料的性能要求較高，工藝過程較復雜。

2.3 激光快速成形技術

激光快速成形技術也稱作增材制造技術，在航空航天、醫療及武器裝備等諸多領域有著廣泛應用。該技術主要分為激光選區燒結技術(SLS)、激光近凈成形技術(LENS)、電子束熔化成形技術(EBM)、激光選區熔化技術(SLM)[38-39]。

Xie等[40]采用SLS技術制備出多孔Ti-10Mo合金材料，發現保持燒結溫度為1 200 ℃，燒結時間從2 h增加到6 h，β相逐步增多，孔隙率從70%降低到40%，彈性模量從10 GPa增加到20 GPa，屈服強度從180 MPa增加到260 MPa。頡芳霞等[41]發現，隨著燒結溫度在1 000～1 200 ℃的范圍內增大，多孔Ti-6Mo合金材料中的β相體積分數少量增加，且α析出物緩慢長大，孔隙率從58%降低到24%，彈性模量和屈服強度分別在2.07～11.9 GPa和31.4～152.8 MPa范圍內增大。Liu等[42]采用不同激光快速成形技術制備多孔βTi-24Nb-4Zr-8Sn合金。研究發現，采用EBM技術，在高的粉床溫度(500 ℃)和相對低的緩慢冷卻速率下，形成α+β相，多孔樣品的彈性模量為1.34 GPa，壓縮強度為45 MPa；而采用SLM技術，低基板溫度(200 ℃)和高冷卻速率導致形成纖細的β相，多孔樣品的彈性模量為0.95 GPa，壓縮強度為50 MPa。SLM技術比EBM技術制備的多孔βTi-24Nb-4Zr-8Sn合金彈性模量低的主要原因是高的冷卻速率導致α相被抑制，促進β相生成，β相的存在有利于降低合金的彈性模量。

激光快速成形技術通過調控成形溫度、保溫時間、粉床溫度、冷卻速率等工藝參數來控制多孔β鈦合金的孔隙結構及力學性能，適用于制備復雜形狀的多孔材料，可自由的設計孔的特征參數，易于控制孔隙結構，無需二次加工，工藝靈活，但制備條件要求苛刻，易集聚熱應力產生變形、裂紋缺陷。因此，該技術在制備多孔鈦及鈦合金方面還處在試驗探索階段，消除熱應力是該法制備性能優異多孔鈦合金的關鍵。

3 結 語

多孔β鈦合金已經成為人體骨移植材料領域的發展方向，人們已進行了大量的研究，但其制備方法仍存在局限性，還處于不斷發展階段。孔徑特征、孔隙率大小、相組成均勻性等特征的調控，成為制備多孔β鈦合金的關鍵問題。為了低成本、高效率的獲得性能優異的多孔β鈦合金，需不斷明確孔結構特征與生物性能的關系，深入研究各制備方法的工藝參數與孔結構的關系，以及合金成分配比、熱處理制度與相組成的關系，重視多孔β鈦合金的性能數據積累，不斷探索與創新多孔β鈦合金的制備技術，開拓醫用β鈦合金的應用新領域。

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