硬組織植入聚醚醚酮表面生物活性改性研究

劉呂花，鄭延延* ，張麗芳 ，熊成東

(1. 川北醫學院基礎醫學院， 四川 南充 637000； 2. 中國科學院成都有機化學研究所， 成都 610041)

0 前言

不銹鋼、鈦及其合金等傳統的硬組織植入金屬材料因具有較高的力學強度、良好的生物相容性和耐疲勞性等優異性能，在硬組織修復與替換領域有著廣泛應用[1]。但這些傳統金屬植入材料的彈性模量遠遠高于骨組織的彈性模量，造成植入體周圍骨組織所受的應力刺激值遠遠低于骨組織維持自身更新所需的應力刺激值，使植入體周圍骨組織部分被吸收，強度降低，導致植入體松動，最終造成植入失敗，即產生所謂的“應力屏蔽”效應[2-3]。另外，金屬植入體可能釋放出有害的金屬離子，造成骨質溶解或變應原性；且金屬植入體與常用的核磁共振成像(MRI)、計算機斷層掃描(CT)技術不相容，不利于對骨生長及愈合進行監控[4]。

熱塑性特種工程塑料聚醚醚酮(PEEK)的彈性模量與皮質骨彈性模量接近，尤其是碳纖維增強PEEK(CFR-PEEK)的彈性模量與皮質骨彈性模量更為匹配[5]。這種接近或匹配的彈性模量一定程度上減弱或消除了應力屏蔽效應，進而減輕或避免了骨吸收，從而有利于植入體與骨組織之間的骨整合。因此，從20世紀80年代開始， PEEK受到材料學研究者和骨科學研究者越來越高的重視[6]，有可能替代金屬材料應用在硬組織修復與替換領域。PEEK可透過X射線，CT或MRI掃描時不產生偽影，因而較容易監控骨生長和愈合過程。此外，PEEK還具有良好的生物相容性、耐磨損、耐疲勞、耐腐蝕、易加工等特點。上述優點使PEEK廣泛應用于創傷、脊柱和關節等領域。但PEEK本身不具備生物活性，不能與骨組織形成骨整合，這在一定程度上限制了其在硬組織修復與替換領域的應用。面對這種不足，研究者常將羥基磷灰石(HA)、生物活性玻璃(BGs)等生物活性材料添加到PEEK基體中制備復合材料，但這種方法在改善PEEK生物活性的同時其優異的力學性能往往顯著降低[7-8]。硬組織植入體通過其表面與骨組織接觸，且表面改性是一種僅改變材料表面或近表面的物理化學性質，不改變基體材料整體特性的方法。因此，表面改性是提高PEEK生物活性同時保持其本身優異性能的有效方法。目前對PEEK表面改性的方法主要包括在PEEK表面制備改性涂層或利用等離子體、激光、濕法處理等手段對PEEK表面進行直接改性兩大類，改性的目的主要為增強其表面的成骨活性、抗菌活性和骨整合能力，如圖1所示。本文對近年來增強PEEK生物活性的各種表面改性方法進行了較為全面的評述。

圖1 目前改善PEEK表面生物活性和抗菌活性的方法示意圖Fig.1 Scheme of current strategies to improve the bioactivity and antibacterial activity of PEEK

1 改性涂層涂覆PEEK表面

1.1 HA涂層

HA是人體骨骼和牙齒的主要無機成分，具有良好的生物活性和骨傳導性，能與人體骨組織形成牢固的骨整合[9]。單純的HA強度低、脆性大、韌性差，無法用在承力部位，常作為硬組織植入體涂層使用。近年來，研究者發展了等離子噴涂、冷噴涂、氣溶膠沉積、離子束輔助沉積、旋轉涂布等多種方法在PEEK表面制備HA生物活性涂層。

1.1.1 等離子噴涂

等離子噴涂是一種比較經濟的、商業化的在硬組織植入體表面制備HA涂層的熱噴涂技術。 Ha等[10]采用等離子噴涂技術在CFR-PEEK表面制備了HA涂層。但拉伸粘附測試結果表明涂層與基底之間的粘接強度只有2.8 MPa，這可能是由于高溫(>1 650 ℃)造成PEEK蒸發形成蒸汽膜阻礙了HA涂層與基底之間的密堆積。相對于等離子噴涂，真空等離子噴涂(VPS)在相對較低的溫度和壓力下進行，可降低對基體材料的破壞。Ha等[11]利用VPS技術在CFR-PEEK表面噴涂了HA涂層。為改善HA涂層與基底之間的粘接強度，事先在基底表面噴涂了一層鈦(Ti)。斷面分析發現Ti中間層和基底之間存在較好的力學互鎖，HA層和Ti層之間緊密接觸，并且CFR-PEEK在處理過程中未發生物理性變化。因此作者指出VPS適合用于在CFR-PEEK表面加工HA涂層。 Suska等[12]也采用VPS技術在CFR-PEEK和鈦合金(Ti6Al4V)表面分別制備了Ti-HA涂層，并將兩者進行了比較。拉伸粘附測試結果表明Ti-HA涂層與PEEK之間的粘接強度達到(28.5±2.3) MPa，與Ti6Al4V之間的粘接強度達到(27±4.8) MPa，均高于ISO 13779-2所要求的值(15 MPa)。分別將兩種材料植入兔股骨、脛骨遠端、脛骨近端，6周后表面涂覆Ti-HA的CFR-PEEK植入體比純的CFR-PEEK植入體表現出更高的骨-植入體接觸率。在脛骨皮質骨位點，和純的CFR-PEEK及Ti-HA涂覆的Ti6Al4V相比，Ti-HA涂覆的CFR-PEEK植入體周圍有更多新骨生成。

1.1.2 冷噴涂

冷噴涂可在較低的溫度下在材料表面制備出厚度均勻且與基體有較強結合力的涂層，噴涂過程迅速、可大量生產且對環境友好[13]。 Lee等[14]采用冷噴涂技術在PEEK表面制備了HA涂層，但作者未提供HA涂層與基體之間的粘接強度。細胞實驗結果表明HA涂層改善了人骨髓間充質干細胞(hBMSCs)早期的粘附、增殖、堿性磷酸酶(ALP)活性、鈣離子含量以及成骨相關基因的表達。植入兔髂骨后， micro-CT(圖2)和組織學染色結果均表明，HA涂層顯著改善了PEEK植入體與骨組織之間的接觸面積。生物力學測試結果表明HA涂層顯著改善了PEEK植入體與骨組織之間的骨整合強度，并且拔出力隨愈合時間的增加而顯著增加，而純PEEK植入體與骨組織之間的拔出力隨愈合時間的增加卻沒有顯著性變化。

(a)PEEK植入4周 (b)HA涂覆PEEK植入4周 (c)PEEK植入8周 (d)HA涂覆PEEK植入8周圖2 Micro-CT結果Fig.2 Micro-CT results

1.1.3 氣溶膠沉積

室溫條件下，氣溶膠沉積可在材料表面制備出致密且與基體有較強粘接力的陶瓷涂層。 Hahn等[15]采用氣溶膠沉積法在PEEK表面制備了5 μm厚的致密HA涂層，并通過水熱退火處理提高了HA涂層的結晶度。拉伸粘附測試結果表明HA涂層與PEEK基底之間有較強的結合力，粘接強度達到15.5 MPa，水熱退火處理后仍然有14.3 MPa。細胞實驗結果表明表面涂覆HA的PEEK顯著改善了成骨細胞(MC3T3-E1)的鋪展、增殖及ALP活性，且水熱退火處理的HA涂層在成骨細胞的鋪展、增殖及ALP活性等方面更勝一籌。將材料植入兔脛骨4周后，組織學染色發現表面涂覆HA的PEEK比純PEEK表現出更高的骨-植入體接觸率。

1.1.4 射頻磁控濺射或離子束輔助沉積

射頻磁控濺射(RFMS)室溫下可在材料表面制備出厚度和密度均一、與基體有較好結合力的涂層。Rabiei等[16]采用RFMS法在氧等離子體預處理的PEEK表面沉積一層氧化釔穩定的氧化鋯(YSZ)隔熱中間層，再用同樣的方法沉積一層HA，并對涂層進行了微波或水熱退火處理。拉伸粘附測試結果表明氧等離子體預處理有助于提高涂層與基底之間的粘接強度。涂層與基底之間的粘接強度未退火時為33.4 MPa，水熱退火后為30.9 MPa，微波退火后為32.5 MPa。微波退火處理后HA涂層由無定型相轉變為結晶相，且更有利于人胚腭間充質細胞的粘附與增殖。

離子束輔助沉積技術(IBAD)借助離子束轟擊，使已沉積的原子與基體原子之間相互擴散，并使涂層致密，可在低溫甚至室溫下獲得與基體具有高結合力的涂層。 Rabiei等[17-19]又采用IBAD在PEEK表面制備了YSZ-HA涂層，并對涂層使用微波或水熱退火處理。退火處理增加了HA涂層的結晶度。微波退火處理后涂層與基底之間的粘接強度從(35±1) MPa降到了(30±4) MPa，微波和水熱聯合處理使涂層與基底之間的粘接強度大幅降至(9±2) MPa。體外細胞實驗及體內骨整合能力測試結果表明熱處理的涂層更有利于鼠成骨細胞(MC3T3)增殖、骨向分化和細胞外基質礦化及PEEK植入體與骨組織之間的骨整合。

1.1.5 旋轉涂布

長期的體內植入發現厚的HA涂層(>10 μm)容易從植入體表面脫落并引起一些并發癥[20-21]，因此，在植入體表面制備納米級厚涂層成為改善涂層穩定性的方法之一。Barkarmo等[22]在圓柱形PEEK植入體表面采用旋轉涂布法制備了5～20 nm厚的納米級結晶HA涂層。將材料植入兔股骨6周后，組織學評價發現HA涂覆的PEEK植入體表現出較高的骨-植入體接觸率。但很多植入體從植入部位脫出，可能是由于圓柱形植入體不利于植入體植入體內后的初期穩定。進而該研究小組[23]及Johansson等[24-26]均設計了螺紋型的PEEK植入體，并采用同樣的方式制備了HA涂層。體內動物實驗結果表明螺紋型設計有助于植入體植入體內后的初期穩定；HA涂覆的植入體表現出較高的轉矩去除測試值、骨-植入體接觸率和新骨生成量，說明HA涂層改善了PEEK植入體與骨組織之間的骨整合強度。目前現有的測試涂層與基體之間粘接強度的標準如ISO 13779-4等均不適合測定納米級厚涂層與基體之間的粘接強度。因此，作者將HA涂覆的PEEK植入體插入模擬皮質骨松質骨的Sawbone人工骨材料模型中，發現植入體在插入和移除后，表面HA涂層依然能穩定存在，說明涂層及基體之間存在較強的結合力[25]。

1.1.6 仿生溶液

利用仿生溶液法可以在生理溫度下在材料甚至形狀復雜的植入體表面制備出類骨磷灰石涂層，改善材料的生物活性。 Ha等[27]利用VPS技術在CFR-PEEK表面制備了Ti涂層，并在60 ℃下用10 mol/L NaOH處理2 h。然后將表面處理過的CFR-PEEK浸入模擬體液(SBF)中，一定時間后其表面形成了類骨磷灰石涂層。 Zhou等[28]將PEEK表面用NaOH進行預處理，而后浸入高倍SBF中，微波協助下4 min PEEK表面就形成了磷灰石涂層。 Kizuki等[29]采用溶膠凝膠法在UV或氧等離子預處理的PEEK表面制備了與基底有較強粘接強度的TiO2涂層。該涂層在80 ℃下用0.1 mol/L HCl處理24 h，再浸入SBF中，3 d后其表面形成了類骨磷灰石涂層，而未經酸處理的TiO2涂層卻未能在SBF中誘導出類骨磷灰石形成。Zheng 等[30-31]采用丙烯酸等離子體處理或硅烷化反應在PEEK表面引入了羧基、羥基和磷酸基等化學基團，而后將化學基團功能化的PEEK浸入1.5倍SBF中，一段時間后其表面形成了弱結晶的類骨磷灰石層。細胞實驗結果表明類骨磷灰石涂層可有效改善MC3T3-E1的粘附、鋪展、增殖。 Mahjoubi等[32]采用濕法改性獲得表面磷酸化的PEEK，并將其浸入1.5倍SBF中，一段時間后其表面形成了類骨磷灰石層，納米劃痕測試表明類骨磷灰石層與PEEK基體之間的粘接強度達22 MPa。

1.2 Ti涂層

Ti擁有良好的生物相容性，廣泛用作牙科和骨科植入材料。在PEEK表面制備Ti涂層可改善其生物相容性。目前，研究者發展了等離子噴涂、電子束沉積等多種方法在PEEK表面制備Ti涂層。

1.2.1 等離子噴涂

Gisep和Wieling利用VPS技術在CFR-PEEK表面制備了70 μm厚的Ti涂層[33]，X射線光電子能譜(XPS)表征發現Ti涂層表面成分主要是TiO2。Ti涂層與基底之間表現出較高的拉伸(22.2±1.3) MPa和剪切(29.7±6.5) MPa粘接強度。植入羊骨干皮質骨3個月和6個月后組織學和力學評價發現：與未處理的CFR-PEEK相比，Ti涂覆的CFR-PEEK植入體表面有顯著少的軟組織，同時表現出顯著高的轉矩去除測試值和骨-植入體接觸率，說明Ti涂覆的CFR-PEEK植入體具有更好的骨整合能力。Devine等[34]使用VPS和物理氣相沉積(PVD)兩種技術分別在CFR-PEEK表面制備了Ti涂層。研究發現PVD法制備的Ti涂層較均勻、光滑并覆蓋整個材料表面，而VPS法制備的Ti涂層較粗糙而且未覆蓋整個材料表面。植入羊脛骨皮質骨半體內分析發現VPS法Ti涂覆的植入體的轉矩去除測試值比PVD法Ti涂覆的植入體和未涂覆的植入體的轉矩去除測試值高得多。組織學評價發現VPS法Ti涂覆的植入體和PVD法Ti涂覆的植入體的骨-植入體接觸率相近，均比未涂覆的植入體高。另外，和VPS法制備的Ti涂層相比，PVD法制備的Ti涂層容易脫落。Walsh等[35]將等離子噴涂Ti的PEEK植入體植入到羊脛骨皮質骨和股骨松質骨，并進行了生物力學和組織學評價。結果發現Ti涂覆的PEEK植入體表現出較高的骨-植入體界面剪切強度值和骨-植入體接觸率。Stübinger等[36]將VPS或大氣等離子噴涂(APS)Ti的CFR-PEEK植入體植入羊骨盆中2周或12周。生物力學或組織學評價發現：隨植入時間的增加，骨整合效果增強；植入12周時與未涂覆的植入體相比，Ti涂覆的CFR-PEEK植入體表現出顯著高的拔出力值；Ti涂層上同時采用APS沉積HA涂層的CFR-PEEK植入體表現出最好的骨整合。

1.2.2 電子束沉積

低溫下，電子束沉積可在多種材料表面制備致密均勻的涂層。Han等[37]利用電子束沉積技術，低溫下在PEEK表面制備了均勻致密并充分結晶的Ti涂層。 Ti涂層與PEEK基底之間的粘接強度達到20 MPa，此值高于作為生物醫用材料涂層的基本要求。細胞實驗結果表明Ti涂層顯著改善了MC3T3-E1的增殖、鋪展及骨向分化。組織學染色發現植入兔脛骨4周后，Ti涂覆的植入體表現出更高的骨-植入體接觸率。 Elschner 等[38]同樣采用電子束沉積在PEEK表面制備了50 nm厚的Ti涂層。 Ti涂層與基底之間表現出較強的粘接力(圖3)，Ti涂層改善了人間充質基質細胞(hMSC)的增殖、鋪展、成骨分化、礦物沉積，并且Ti涂層未影響PEEK的MRI相容性。

圖3 Ti涂覆的PEEK薄膜照片Fig.3 Photograph of the Ti coated PEEK film

1.3 二氧化鈦涂層

Ti具有良好的生物相容性主要是由于其表面在自然條件下形成的二氧化鈦(TiO2)氧化層[39]。 TiO2具有較好的抗菌活性、腐蝕抗性、生物相容性、生物活性[40]。近年來，研究者發展了電弧離子鍍、高功率脈沖磁控濺射、陽極氧化、溶膠凝膠等多種方法在PEEK表面制備TiO2涂層。

1.3.1 電弧離子鍍

電弧離子鍍(AIP)技術由于具有高的電離度、高的離子能，低的加工溫度和制備的涂層粘接強度高等優點，在涂層工業存在廣泛應用[41]。Chung等[42]采用AIP技術低溫條件下在PEEK表面沉積了一層銳鈦礦相TiO2(A-TiO2)薄膜。劃痕試驗結果表明，TiO2薄膜表現出內聚破壞(Cohesive Failure)，與基體之間臨界載荷值達14.5 N，說明TiO2薄膜與基體之間存在較強的粘接力。 TiO2涂覆的PEEK表現出較好的MC3T3-E1粘附、鋪展、增殖和ALP活性。進而Chung等[43-44]通過調節靶電流和襯底偏壓控制TiO2涂層中金紅石相TiO2(R-TiO2)和 A-TiO2的比率。體外生物學評價發現R-TiO2的存在更有利于促進成骨細胞的粘附、增殖、ALP活性、細胞外骨基質生成[45]。這可能是由于R-TiO2的(110)晶面存在更多負電性羥基(OH-)，更有利于誘導類骨磷灰石形成，進而有利于骨細胞粘附與生長[46]。該課題組將純PEEK、R-TiO2涂覆的PEEK、 A-TiO2涂覆的PEEK分別植入到兔股骨中。通過拔出實驗和組織學觀察評價了TiO2涂覆的PEEK植入體與骨組織的骨整合能力[47]。研究結果表明TiO2涂層能改善PEEK植入體與骨組織之間的骨整合，并且R-TiO2涂覆的PEEK比A-TiO2涂覆的PEEK表現出更好的骨整合。另外，結果顯示TiO2具有較好的骨傳導能力。

1.3.2 高功率脈沖磁控濺射

高功率脈沖磁控濺射(HIPIMS)和直流電磁控濺射(DCMS)相比具有較高的電離度和離子轟擊能，在相對低的溫度下可制備出與基體有較強粘接力的涂層[48]。通過控制O2/Ar的流速比，Chung等[49]采用HIPIMS技術在PEEK表面制備了含R-TiO2和 A-TiO2不同比率的TiO2涂層。為改善TiO2涂層與PEEK基體之間的粘接強度，沉積TiO2之前在PEEK表面預先沉積了一層Ti中間層。劃痕試驗結果表明，即使浸入SBF中28 d，涂層依然表現出內聚破壞，說明涂層與基體之間存在較強的粘接力。體外生物學評價再次證明了TiO2涂層能改善MC3T3-E1的粘附、鋪展、增殖，并且R-TiO2涂層表現出更好的成骨細胞相容性。

魚類對飼料中蛋白質、糖類和脂類物質消化能力的高低可通過各種消化酶活性的比值進行比較。一般認為雜食性魚類和草食性魚類的蛋白酶活力與淀粉酶活力比值低于肉食性魚類[25]。大刺鰍各消化器官中蛋白酶活力均遠大于淀粉酶活力，表現出肉食性的特點；另外腸道淀粉酶含量提升幅度高于肝臟淀粉酶含量，這與吳婷婷等[26]報道相似，說明腸道為淀粉主要的吸收場所，而肝臟分泌的主要是消化酶原，這些消化酶原的活性很低。因此，適當提高大刺鰍幼魚飼料中蛋白質比例，有助于促進消化吸收，加快生長，提高養殖效益。

1.3.3 陽極氧化

Han等[50]首先在PEEK表面電子束沉積制備了Ti涂層，接著通過陽極氧化在PEEK表面制備了均勻納米多孔的TiO2層，并利用多孔的TiO2層負載了骨形態發生蛋白(BMP-2)。體外生物相容性測試結果表明，納米多孔的TiO2層顯著促進了MC3T3-E1的粘附、增殖與分化，載有BMP-2的TiO2層表現出最好的成骨細胞粘附、增殖、分化。植入兔脛骨4周后，組織學染色發現納米多孔的TiO2層及載有BMP-2的TiO2層均改善了PEEK植入體的骨傳導性。和純PEEK、載有BMP-2的純PEEK、TiO2涂覆的PEEK相比，載有BMP-2的TiO2涂覆的PEEK最有利于植入體與骨組織之間的骨整合，表現出最高的骨-植入體接觸率。

1.3.4 溶膠凝膠

Shimizu等[51]采用溶膠凝膠法在氧等離子或噴砂預處理的PEEK表面制備了與基底有較強粘附力的TiO2涂層。再次證明了采用 0.1 mol/L HCl(80 ℃處理24 h)進行后處理是該TiO2涂層具有生物活性的必要條件。體外細胞相容性測試結果表明酸處理的TiO2涂覆的PEEK表面更利于兔骨髓間充質干細胞(bMSCs)的增殖及成骨相關基因的表達。植入兔脛骨近端一段時間后，生物力學及組織學評價發現酸處理的TiO2涂覆的PEEK植入體植入兔脛骨后表現出更好的骨整合。

各種涂層技術制備的HA、Ti或TiO2涂層體外能改善各種骨細胞的粘附、鋪展、增殖及骨向分化，短期內能增強植入體與骨組織之間的骨整合強度。但涂層與基體之間的結合強度能否滿足植入體長期的體內應用仍需考察。 HA涂層的粘接強度基本上均高于ISO13779-2所要求的外科植入體表面HA涂層的粘接強度15 MPa。但文獻中報道的測試HA涂層粘接強度時采用的測試標準不一致，同時未考慮基體表面粗糙度、涂層厚度等影響涂層粘接強度的因素。因此文獻中報道的HA涂層的粘接強度不能進行橫向比較。植入體在體內可能受到剪切、拉伸、壓縮、彎曲等多種應力的作用，僅評價涂層的拉伸粘接強度過分簡化了其在體內受到的真實應力環境。 Sawbone仿真骨能逼真的模仿骨的構造，將植入體植入仿真骨能模仿其應用的實際過程，這為評價植入體表面的涂層穩定性提供了一種新的方法。

雖然研究者已開發出多種涂層技術，在PEEK表面制備涂層提高了其生物活性，但各種涂層技術均存在一定的不足。等離子噴涂制備的HA涂層常存在密度不均勻、與基體結合強度低、化學成分不均一等問題。常需要對PEEK表面進行預處理并制備Ti中間層以改善HA涂層與PEEK基體之間的粘接強度。另外，等離子噴涂是在高溫下進行的，可能會對基體材料造成一定的破壞。為此，后來發展了氣溶膠沉積、射頻磁控濺射以及離子束輔助沉積等技術，然而常需后續的熱處理提高這些涂層技術制備的HA涂層的結晶度。另外，射頻磁控濺射和離子束輔助沉積受“視線性”限制，難以加工形狀復雜的生物醫用植入體。仿生溶液法和溶膠凝膠法雖可以克服“視線性”限制，但仿生溶液法制備HA涂層比較費時，溶膠凝膠法不適合工業化生產。各種涂層技術優缺點的詳細介紹超出了本文的范圍，讀者可參閱相關綜述文獻[52-54]。

2 直接改性PEEK表面

生物材料表面的物理化學性質如表面化學、表面形貌等因素決定著細胞與材料之間的相互作用及最終的骨組織與植入體之間的骨整合[55]。利用等離子體處理、濕法改性等手段對PEEK表面進行直接改性，可避免生物活性涂層易脫落等問題，同時改變材料表面的物理化學性質，進而改善骨細胞在材料表面的行為，最終改善植入體與骨組織之間的骨整合。

(a)未處理的PEEK (b)Ar-PIII處理的PEEK (c)Ar+H2O-PIII處理的PEEK圖4 PEEK試樣的表面形貌Fig.4 Surface morphologies of PEEK samples

2.1 等離子體處理PEEK表面

等離子體浸沒離子注入(PIII)技術在材料表面制備的改性層與基體之間結合牢固，且兩者之間無明顯界面，減少了涂層剝落的擔憂?？刹捎秒x化氣體源或金屬源(生物相容性或抗菌性較好的鈣、鉭、鋯、鋅和鈦等)，將多種具有良好生物相容性或抗菌性的官能團或金屬元素引入至生物材料表面。同時PIII具有操作簡單，不影響基體材料性能，非“視線性”限制全方位注入改性等優點，非常適合加工形狀復雜的生物醫用植入體。 PIII改性的基本原理及在生物醫用材料表面改性方面的研究進展可參閱相關綜述文獻[56]。

Liu等[57]使用PIII技術，利用一步簡單氬氣+水蒸氣PIII(Ar+H2O-PIII)處理，在PEEK表面構建納米“溝壑結構”(圖4)的同時，將羥基(—OH)引入到材料表面。通過將改性后材料保存在水介質中，可使材料表面親水性得到顯著提高，同時大幅抑制高分子材料等離子體處理后常見的疏水恢復現象[58]。 細胞實驗表明有利的表面物理及化學環境改善了PEEK表面的細胞相容性，促進了MC3T3-E1的粘附、鋪展與增殖，同時促進了鼠骨髓間充質干細胞(rbMSCs)早期的成骨分化。氟是人體必需的微量元素之一，在骨骼生長發育和維持骨骼生理結構與功能方面具有重要作用，而且氟具有良好的抗菌活性。進而該課題組用氫氟酸處理Ar-PIII改性的PEEK獲得表面氟功能化的PEEK[59]。氟化的PEEK不僅表現出較好的體外rbMSCs相容性、體內骨整合能力，而且對口腔病原菌牙齦卟啉單胞菌表現出優異的抗菌活性。Zhao等[60]使用H2O或NH3PIII改性PEEK表面，在其表面引入了含氧或含氮基團，且其表面的粗糙度和親水性都有增加。細胞實驗結果顯示注入改性表面有效促進了MC3T3-E1的粘附、增殖、ALP活性、成骨分化。動物實驗證明改性的PEEK具有較好的骨整合能力。

Lu等[61]使用PIII技術對PEEK表面進行鈣等離子體注入改性，獲得了不同鈣含量的改性層。細胞實驗結果顯示鈣注入改性PEEK表面尤其是鈣含量高的表面更有效的改善了rbMSCs的粘附、增殖、成骨分化。該課題組同樣使用該技術將鉭離子注入(Ta-PIII)PEEK表面，獲得了表面彈性模量和納米硬度與人體皮質骨更接近的PEEK材料[62]。體外細胞實驗結果表明Ta注入改性的PEEK表面能促進rbMSCs的粘附、增殖及成骨分化。 Micro-CT、連續熒光標記及組織學評價表明Ta-PIII改性的PEEK體內亦有較好的骨整合能力。此外該課題組還在CFR-PEEK材料表面進行鋯等離子體注入(Zr-PIII)[63]、鋅氧協同注入(Zn/O-PIII)[64]、Ti等離子體注入(Ti-PIII)[65-66]改性研究。 Zr-PIII改性的CFR-PEEK表面不僅顯著促進了rbMSCs的粘附、鋪展、增殖及骨向分化，而且對金黃色葡萄球菌表現出一定的抗性。 Zn/O-PIII改性的CFR-PEEK表面具有微米坑和納米顆粒共存的多級復合結構，能有效促進MC3T3-E1的粘附與增殖，同時能有效抑制金黃色葡萄球菌和表皮葡萄球菌的增殖、成膜。 Ti-PIII改性可在CFR-PEEK構建納米多孔結構(圖5)。細胞實驗結果表明多級結構不僅能改善rbMSCs的粘附、增殖、成骨相關基因的表達，而且能改善人牙齦成纖維細胞(HGFs)的粘附、遷移、增殖、膠原分泌能力。另外，納米多孔結構除對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌有一定的抗菌性外，還對口腔病原菌變形鏈球菌、核粒梭菌、牙齦卟啉單胞菌表現出穩定的抗菌活性。納米多孔表面不僅有利于骨組織及軟組織與CFR-PEEK植入體的整合，而且還有一定的抗菌活性，因此Ti-PIII改性的CFR-PEEK材料在硬組織修復與替換領域有著較好的應用前景。

(a)未處理 (b)未處理，白色箭頭指示碳纖維區域 (c)Ti-PIII處理 (d)Ti-PIII處理圖5 CFR-PEEK試樣的表面形貌Fig.5 Surface views of CFR-PEEK samples

2.1.2 氣體等離子體處理

Schr?der等[71]用NH3等離子體處理PEEK表面，獲得含氮基團(主要是—NH2)功能化的表面。處理后的PEEK表面能促進MG-63的粘附與鋪展。Waser-Althaus等[72]用O2/Ar或NH3等離子體處理PEEK表面，在納米織構其表面的同時引入了含氧基團或—NH2，細胞實驗結果表明等離子體處理能促進脂肪間充質干細胞(adMSC)的粘附、增殖、成骨分化。

Zheng等[73]通過改變丙烯酸等離子體處理的時間，在PEEK表面引入了不同濃度的—COOH。細胞實驗結果發現MC3T3-E1的粘附和增殖均隨—COOH含量的增加而降低，而MC3T3-E1的鋪展隨表面—COOH含量的增加而增大。

2.2 加速中性原子束處理

加速中性原子束技術(ANAB)僅改變材料表面不超過5 nm深度的物理化學性質，幾乎不對基體造成任何程度的破壞。Khoury等[74-75]利用ANAB處理PEEK表面，在納米織構其表面的同時引入了親水性基團—OH和—COOH，改善了其表面的親水性。細胞實驗結果證實改性的PEEK表面能促進人胎兒成骨細胞(hFOB)及人類成骨細胞(Saos-2)的增殖及成骨分化。均明顯高于純PEEK。生物力學及組織學評價發現表面改性的植入體植入鼠顱骨或羊股骨遠端及脛骨近端4周或12周時均表現出較好的骨整合。

2.3 激光微加工

(a)PEEK表面H2SO4處理流程圖 (b)PEEK表面形貌及水接觸角圖像 (c)SPEEK-WA表面形貌及水接觸角圖像圖6 PEEK表面H2SO4處理流程圖及其SEM照片與相應的水接觸角圖像Fig.6 Diagram of sulphuric acid treated PEEK surfaces, the SEM images and corresponding water contact angle images

由于分辨率高、速度快、成本低、加工靈活、加工精度高及不影響基體材料性能等優點，激光微加工受到研究者越來越高的重視。Riveiro等[76]研究了不同波長(λ= 1 064、 532、 355 nm)激光微加工對PEEK表面粗糙度及親水性的影響。結果發現和其它兩種波長激光相比，紫外激光(λ= 355 nm)微加工沒有顯著改變PEEK表面的粗糙度，但顯著增加了PEEK表面的潤濕性。Okada等[77]使用準分子激光處理PEEK表面，改善了其親水性，促進了MC3T3-E1粘附。Cordero等[78]使用激光處理在PEEK表面制備了不同間距的微溝槽，MC3T3-E1培養發現細胞沿著平行的溝槽方向生長。Zheng 等[79]使用CO2激光與丙烯酸等離子體處理相結合的方法，在PEEK表面構筑有利于成骨細胞生長的表面微結構(含微孔的微溝槽)及表面化學(—COOH)。力學測試結果顯示無論是單重處理還是雙重處理均未影響PEEK優異的力學性能。細胞實驗結果表明，雙重改性的表面能更好的促進MC3T3-E1粘附、鋪展與增殖；含微孔的微溝槽有利于細胞的攀附生長和細胞偽足的長入形成機械交叉互鎖，有助于提高PEEK植入體與骨組織之間的骨整合強度。

2.4 濕法改性

Zhao等[84]用濃硫酸處理PEEK表面，在其表面構建3D多孔納米結構網絡，同時將磺酸基引入至其表面(圖6)。細胞實驗顯示SPEEK-WA表現出更好的MC3T3-E1粘附、增殖及成骨分化。植入鼠股骨遠端8周后SPEEK-WA比SPEEK-W表現出更好的骨整合。這可能是由于SPEEK-W表面殘余的硫酸造成較低的pH環境，進而抑制了骨細胞的生長。接著Ouyuang等[85]采用水熱處理濃硫酸磺化的PEEK樣品，通過控制水熱處理的溫度，獲得了不同硫含量的PEEK樣品。細胞實驗結果說明較低的硫含量更有利于rbMSCs的增殖及成骨分化。此外，磺化的樣品對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌有較好的抗菌活性。動物實驗結果說明較低硫含量的樣品不僅表現出較好的新骨形成，而且殺死了預先注入的細菌。較低硫含量改性的PEEK不僅具有較好的骨整合能力，而且具有一定的抗菌活性，具有較好的應用前景。

對PEEK表面直接進行改性，賦予PEEK表面有利的表面形貌與化學環境，可改善骨細胞在植入體表面的粘附、鋪展、增殖和成骨分化，增強植入體與骨組織之間的骨整合強度。植入體相關感染依然是個嚴重的威脅，植入體表面不具備抗菌活性，易引起細菌感染并帶來一系列并發癥如病人額外的痛苦、經濟負擔甚至植入失敗[86-87]。目前通過表面改性尤其是表面涂層改性賦予PEEK表面抗菌活性的研究非常之少，而優異的抗菌活性對植入體的植入成功同樣重要。如何通過表面改性在增強PEEK生物活性的同時，賦予其一定的抗菌活性顯得極其重要。

3 結語

采用涂層技術在PEEK表面制備的HA、TiO2等改性涂層，雖然能顯著改善PEEK的生物活性，但面臨著涂層及基底結合力差，涂層易脫落并引起炎癥等問題。因此，如何優化加工參數或研發新的涂層技術以制備出厚度、密度均一并與基體有較強粘附力的涂層仍是亟待解決的問題。細菌感染是造成植入體植入失敗的一個主要原因。目前在PEEK表面制備的改性涂層僅是增強其生物活性，無抗菌活性功能，因而在PEEK表面制備兼具生物活性和抗菌活性的多功能改性涂層是PEEK表面改性的未來發展趨勢。采用濕法改性、激光處理等手段對PEEK表面進行直接改性，可在PEEK表面構筑有利的表面形貌和表面化學提高其生物活性，同時避免涂層技術存在的各種問題，但構建兼具生物活性和抗菌活性的手段仍顯得有限。雖然表面改性涂層或表面直接改性改善了PEEK的生物活性，但這些結果均是基于體外或短期的體內評價，因此還需進一步的實驗研究或長期的臨床評價來考察各種表面處理對PEEK骨整合能力的影響，以獲得性能優異的硬組織植入PEEK材料。