醫用金屬表面含鍶涂層耐蝕性和生物相容性研究進展

孫文昕，樊麗君，鄭鐘印，鄒玉紅，田景睿，曾榮昌

(1 山東科技大學 化學與生物工程學院，山東 青島 266590；2 山東科技大學 材料科學與工程學院 高分子與材料化學系，山東 青島 266590；3 山東科技大學 材料科學與工程學院輕合金腐蝕實驗室，山東 青島 266590)

骨關節疾病及創傷引起的骨缺損導致局部功能障礙，延遲愈合或不愈合等，在臨床上面臨諸多挑戰。傳統的骨修復材料[1]有自體骨、同種異體骨、生物陶瓷及金屬材料。其中人工骨修復材料一直是研究的熱點。生物醫用金屬材料具有良好的力學性能及生物相容性等優點，是作為骨植入的良好材料。生物醫用金屬材料可分為兩大類：可降解金屬材料(如鎂、鋅、鐵及其合金)和不可降解材料(如鈦及其合金、不銹鋼和鈷鉻合金)。可降解金屬材料仍在探索階段，雖然惰性的鈦合金、不銹鋼等已廣泛臨床應用，但是仍然存在骨細胞結合不緊密、骨整合能力差等問題，后續研究需要對其進行表面改性[2-3]，以提高骨細胞活性。

鍶是人體內不可缺少的微量元素，存在于人體的各個組織，是牙齒和骨骼的重要組成成分，與人體骨骼的形成密切相關[4]。研究證明，鍶具有促進成骨抑制破骨的作用，是促進骨修復的理想元素，其中雷奈酸鍶已成為臨床治療骨質疏松的主要藥物[5-7]。目前，在骨材料方面，鍶的應用研究主要涉及合金化[8-10]、生物活性玻璃[11-13]、含鍶涂層及骨組織工程材料方面[14-16]。本文介紹了近年來鍶元素作為骨植入金屬鈦、鎂、鐵涂層材料的研究進展。以不同基底及不同制備方法作為分類框架，對3種材料在耐蝕(極化曲線、析氫)、體內外相容性(細胞毒性、細胞黏附、溶血率、體內植入)方面的研究進展進行了總結，并對它們的性能進行了比較。

1 鈦及其合金表面含鍶涂層

鈦及其合金具有良好的力學性能、生物相容性、較好的耐蝕性等特點，近年來被臨床醫生作為髖關節假體的首選[17]。然而，鈦是一種生物惰性材料，不能在體內降解、無抗菌性、骨誘導性差[18]，植入機體后與主骨結合不緊密，因此骨細胞在其表面生長緩慢，影響痊愈速度[19]。針對上述一系列問題，研究人員對鈦合金進行改性處理。改性的方法主要有3種，分別為合金成分設計、顯微組織和相變控制以及表面改性。對鈦合金生物相容性等方面改進的方法主要為涂層改性，尤以羥基磷灰石作為主要涂層材料。

利用鍶元素在骨修復方面的優點在鈦及其合金表面制備含鍶涂層，不僅能夠促進骨細胞增長還能提高鈦合金表面的細胞黏附性能。體內外實驗證明鈦合金表面含鍶涂層的制備對鈦合金植入體的骨整合以及生物相容性起到了促進作用[20-23]，常用的鈦合金表面制備含鍶涂層的方法有電化學沉積法、水熱法及磁控濺射法等，對于循環鈣化法及火焰噴涂方法的使用研究相對較少。

1.1 電化學沉積法

電化學沉積法，具有對金屬基底形態要求低、涂層厚度及成分可控性好、成本低等優點，成為醫用鈦合金最常用的表面涂層改性的方法。在制備摻有鍶元素的涂層時，往往將鍶負載到具有良好生物相容性及成骨作用，且在體內易溶解、易吸收的羥基磷灰石和透鈣磷石等載體材料上。李淑靜等[24]在60 ℃水浴條件下，以二蒸水為溶劑，0.067 mol/L SrCl2·6 H2O，0.05 mol/L NH4H2PO4為溶液Ⅰ溶質，0.067 mol/L CaCl2，0.05 mol/L NH4H2PO4為溶液Ⅱ溶質，采用兩步電化學沉積法，在溶液Ⅰ中反應1/6 h，溶液Ⅱ中反應11/6 h后，在鈦合金表面制備摻有鍶元素的透鈣磷石涂層，在骨質疏松大鼠中植入含鍶透鈣磷石涂層種植支抗并以未含鍶透鈣磷石涂層作為對照進行觀察。植入2周后，對照組骨接觸率(BIC)為39.67%，高于實驗組的32.58%，而植入8周后，實驗組BIC上升為76.68%，高于對照組的72.03%。含鍶透鈣磷石涂層的制備提高了鈦合金表面的骨接觸率，有助于促進鈦合金與骨細胞的結合。Aadil等[25]利用電化學沉積法在純鈦表面制備含鍶涂層，含鍶涂層包覆的植入物，超過80%的內孔表面出現明顯骨整合現象，而非涂層植入物的骨整合率只有10%。需要注意的是，多孔結構與電化學沉積涂層的結合有可能進一步發展成為節段性假體中的骨生長區域，以保護種植體防止其被破壞。李忻暢等[26]為了研究涂層鈦在口腔和體內的應用可行性，采用了與李淑靜同樣的工藝條件在鈦合金表面制備了含鍶透鈣磷石涂層，對其進行了溶血實驗，測得實驗樣品溶血率均低于5%，證明此涂層具有良好的血液相容性，為含鍶涂層鈦合金的臨床應用提供了參考。Liang等[27]以大鼠作為骨質疏松模型，將不含鍶和含鍶涂層的鈦種植體植入大鼠脛骨，4周后處死大鼠，進行組織學檢查和熒光雙標記分析，卵巢切除(OVX)大鼠未見骨整合和鈣化骨(圖1(b-1)，(b-2))，而植入摻鍶涂層種植體的骨質疏松大鼠脛骨骨整合和鈣化骨明顯增加(圖1(c-1)，(c-2))，鍶對骨量減少動物的種植體骨整合有促進作用，為需要種植體的骨質疏松患者提供了新的建議。Zhou等[28]通過電化學沉積法在鈦種植體表面分別制備了含鋅、鎂、鍶的羥基磷灰石涂層，以切除卵巢的大鼠作為骨質疏松模型，將種植體植入脛骨，比較三者對骨整合作用的效果。植入12周后，Sr-HA組的骨面積比(BAR)和BIC值明顯高于其他組，10% Sr(質量分數，下同)涂層的骨整合性能最好。Huang等[29]通過電化學沉積法在鈦基體表面制備了含ZnO的摻鍶羥基磷灰石涂層，對其耐蝕性及生物相容性進行了研究。選用MC3T3-E1細胞進行了細胞黏附和細胞增殖實驗，通過掃描電鏡觀察到細胞在兩組樣品表面上黏附良好，且摻鍶涂層組細胞表現出更加顯著的絲狀伸展。增殖實驗中培養7天后的摻鍶涂層組細胞增殖效果明顯優于裸鈦組，這是由于鍶和鋅元素的存在促進了成骨細胞的分裂增殖。細胞實驗表明，SrHAp/ZnO復合涂層能夠顯著地提高裸鈦表面的生物相容性。Teng等[30]在鈦表面制備不同鍶添加量的含鍶羥基磷灰石涂層驗證鍶的最佳濃度，涂覆涂層減小了基體與水的接觸角，增強了基體的親水性能，有利于細胞黏附。當電解液中含0.05 mol/L Sr(OH)2·8H2O時，親水性和細胞活力等達到最大，說明含鍶制備涂層后細胞活力更高，是金屬材料涂層發展的一個方向。羥基磷灰石具有良好的生物相容性，被廣泛用于金屬基體涂層材料的研究，除此之外，還有人用鳥糞石作為涂層材料進行了研究。鳥糞石(Mg(NH4)PO4·6H2O)是一種磷酸鹽礦物，含有非常豐富的氮磷元素，是一種高品質肥料。有研究表明，鳥糞石具有良好的降解性能，是磷酸鈣骨替代材料的合適替代品[31]。Claus等[32]在30 ℃電解液中通過電化學輔助沉積法制備含鍶鳥糞石涂層，在鳥糞石的降解過程中會釋放出鍶離子，從而達到抑制破骨細胞分化的作用，說明鳥糞石是生物相容性和可能降解的生物醫用植入物涂層系統的一個很有前途的載體材料，可作為鍶離子的傳遞系統應用于口腔或人體植入中。

圖1 甲苯胺藍染色后帶有植入物和骨移植物的脛骨近端的組織學檢查[27](a)假手術組；(b)骨質疏松組；(c)植入摻鍶涂層種植體組；(1)低倍圖；(2)高倍圖Fig.1 Histological examination of the proximal tibia with implants and bone grafts with toluidine blue staining[27] (a)sham group;(b)OVX group;(c)Sr group；(1)low-magnification image;(2)high-magnification

電化學沉積法制備涂層的速率及性能特征受到電流、電壓、溶液pH及溫度等因素的影響，基體表面涂層的生長速度和厚度與鍶的摻入量也相關，在制備過程中可能導致涂層不均勻從而影響性能。

1.2 水熱法

水熱法，相對于其他粉體制備方法，具有制得的粉體晶粒發育完整，粒度小，且分布均勻，顆粒團聚較輕，易得到合適的化學計量物和晶形等優點，廣受研究人員青睞。

韓天嘯等[33]將鈦納米管置于200 ℃含鍶溶液中密封水熱處理1 h使鍶元素加載到鈦表面納米管上，將BMSCs接種到樣品的表面進行培養，實驗結果顯示骨分化能力增強，且涂層樣品的細胞早期黏附、增殖和成骨分化方面優于裸鈦和只包覆TiO2納米管的鈦，說明鍶元素的添加起到促進骨修復的作用。Huang等[34]將鈦陽極氧化后，為了提高樣品羥基磷灰石涂層的結晶度在450 ℃下燒結2 h，并在高壓釜中對樣品進行4 h的200 ℃的水熱處理，從而在鈦表面覆蓋了一層含鍶的TiO2納米管，實驗發現含鍶樣品的腐蝕電流密度低于純鈦，表明其具有更好的耐蝕性能，鈦本身就具有良好的耐蝕性能，含鍶涂層對鈦表面耐蝕性能的提高具有錦上添花的效果。同時ALP分泌含量的增加，表明其具有促進成骨分化的作用。韓天嘯和Huang兩人的實驗為鈦表面制備含鍶涂層提供了新思路。Park等[35]在200 ℃/2 h水熱處理條件下將鍶元素加入鹽酸酸蝕(SLA)鈦種植體表面，使用1 μg劑量的牙齦卟啉脂多糖進行BMSCs培養實驗，如圖2所示，培養4 h時，SLA-Sr樣品上的細胞有更多的胞質延伸，培養24 h后，SLA-Sr樣品上的細胞的黏連程度更高，這說明含鍶涂層具有促進鈦表面骨細胞增殖與擴散的作用。劉春棟等[36]通過水熱法對鈦表面進行鍶改性[37]，對改性后鈦片及裸鈦片進行骨髓間充質干細胞(BMSCs)黏附、遷移及成骨分化研究，在對樣品進行熒光顯微鏡觀察后發現，鍶改性后的鈦片表面細胞分布更加均勻、鋪展面積較大，同時在成骨基因表達的實驗中，培養14天后的BMSCs在涂層樣品上的成骨基因表達程度明顯高于純鈦，表明鍶改性鈦片能夠促進BMSCs在其表面的黏附遷移以及成骨分化有關基因的表達。Chen等[38]通過水熱法在多孔純鈦表面制備鍶鋅復合納米顆粒涂層，與對照組相比，鍶元素的添加促進了ALP的表達，證明了這種改性方法可以提高鈦作為種植體的早期成骨誘導作用。

圖2 生物潛能ST2干細胞在SLA(a)和SLA-Sr(b)樣品表面擴散，肌動蛋白骨架(綠色)和黏著斑(紅色)在4 h(1)和24 h(2)時的CLSM圖像[35]Fig.2 CLSM image of spread biopotent ST2 stem cells on the SLA(a) and SLA-Sr(b) samples showing actin cytoskeleton (green) and focal adhesion development (red) under 4 h(1) and 24 h(2) of incubation[35]

水熱法制備的涂層厚度及其與基體界面的結合強度受到溫度影響，溫度升高，涂層厚度增加，但結合強度會降低，如何平衡涂層厚度與結合強度之間的關系是需要關注的一個重點。

1.3 磁控濺射法

氬離子被陰極加速并轟擊陰極靶表面，將靶材表面原子濺射出來沉積在基底表面上形成薄膜。通過更換不同材質的靶和控制不同的濺射時間，便可以獲得不同材質和不同厚度的薄膜。磁控濺射法具有鍍膜層與基材的結合力強，鍍膜層致密、均勻等優點。有研究表明，將微米級形貌與納米級形貌結合會更有利于種植體的骨結合。付乾等[39]將純鈦片用HF酸蝕在80 W濺射功率下進行磁控濺射處理1200 s后形成微、納米級表面形貌，鈦片表面鍶含量為2.73%。在純鈦及涂層表面接種BMSCs培養30～120 min細胞黏附的數量都顯著增加，培養7天時檢測ALP活性，樣品活性為130 U/L，涂層對BMSCs無明顯毒性，對成骨細胞的分化具有促進作用。Liu等[40]選用綿羊來建立骨質疏松模型，將微納米載鍶種植體及微鈦表面種植體植入綿羊下頜骨，植入12周后，含鍶植入體BIC為78.12%，不含鍶的微種植體BIC為70.42%，骨接觸率顯著提高。納米粗糙表面增強了成骨細胞的黏附和增殖，植入期間鍶的緩釋也對骨細胞的生成和分化起到了促進作用。由此可見，利用磁控濺射法將鍶負載在鈦表面制備納米級涂層明顯提高骨細胞增殖能力。

直流反應濺射的反應氣體會在靶表面非侵蝕區形成絕緣介質層，造成電荷積累放電，導致沉積速率降低和不穩定，進而影響薄膜的均勻性及重復性，甚至損壞靶和基片。

1.4 循環鈣化法

循環鈣化法主要是將樣品放入氫氧化鈣或者摻雜其他目標離子的溶液中浸泡循環10到20個周期，使基體涂層中含有鈣等元素和羥基磷灰石沉淀物。其作用原理為金屬鈦經過堿液處理后在表面形成能夠水解的氧化鈦和鈦酸鈉，通過連續的循環鈣化處理，會不斷在樣品表面形成鈦酸鈉，水解后形成帶負電的氫氧化鈦，氫氧化鈦會將Ca2+吸附到樣品表面。將預鈣化處理后的樣品浸泡在SBF中時，鈣離子就會吸引帶負電的磷酸根離子，促進樣品表面達到鈣磷飽和。Ca2+還會使周圍的pH值增大，使得磷灰石晶核形成，進一步沉積形成磷灰石涂層，并且隨著循環次數的增加，羥基磷灰石的沉淀在浸入模擬體液后趨于成比例地增加，從而有助于鈦合金生物相容性的提高。Nguyen等[20]使用循環鈣化法在鈦表面覆蓋含鍶的磷酸鈣陶瓷材料，在培養MC3T3-E1細胞1天時細胞黏附良好，培養7天后細胞增殖良好，表明含鍶的磷酸鈣涂層增強了鈦生物醫用骨再生裝置的細胞黏附和增殖。循環預鈣化有助于促進骨整合并提高鈦植入物的生物相容性，是一種有效的表面處理方法。

1.5 超分子自組裝法

超分子自組裝是分子與分子之間通過穩定分子間共價鍵連接形成穩定分子聚集體的過程，通過此技術可以得到具有特殊性能和特性的自組裝材料而受到研究人員的關注。Ding等[41]通過超分子自組裝方法在鈦上制備了含鍶相變溶菌酶涂層，提高了鈦表面親水性，有利于細胞黏附，對樣品和純鈦表面培養4天BMSCs的ALP進行染色，結果顯示樣品中ALP顯著增多，由此可見含鍶溶菌酶涂層修飾的Ti種植體對骨整合有明顯促進作用，并顯著提高了種植體的體內成骨能力。Ding的實驗成功為以后在金屬材料表面涂覆其他具有生物活性和成骨性能的有機分子提供了參考，將蛋白質、酶等作為材料植入人體具有廣泛前景。

1.6 火焰噴涂法

火焰噴涂法是以氧-乙炔作為熱源，將噴涂材料加熱到熔化或半熔化狀態，并以高速噴射到經過預處理的基體表面上，從而形成具有一定性能涂層的工藝。Wang等[42]以工作距離15 cm、水平速度500 cm/s、垂直速度5 mm/s的操作參數采用火焰噴涂技術將鍶鎂摻雜羥基磷灰石沉積于鈦盤及植入物上，研究人胚腭間充質前成骨細胞在鈦盤中的生物相容性和ALP活性，并將其植入到比格犬下頜骨，研究了其對種植體骨整合的影響。在實驗組中，5Sr5Mg-HA組表現出最高的生物相容性及ALP活性，5Sr5Mg-HA組在4周和8周可見明顯的成骨細胞和類骨組織生長，植入比格犬8周時，5Sr5Mg-HA組骨與種植體的接觸率最高。結果表明此涂層具有促進種植體骨整合的潛能。

1.7 微弧氧化法

微弧氧化是將鎂、鈦等合金置于脈沖電場環境的電解液中，樣品表面在微弧放電產生的高溫高壓環境下與溶液中的氧離子發生反應生成以基體氧化物為主的陶瓷涂層。微弧氧化膜與基體結合緊密，具有良好的耐蝕性和耐磨性，從而產生表面強化的效果。Zhang等[43]通過微弧氧化法在鈦表面制備摻鍶涂層，選用18月齡的比格犬進行體內下頜骨植入研究，拔除左下頜骨的所有前磨牙和第一磨牙后等待3個月使傷口愈合，將涂層與未涂層樣品植入無牙部位。植入6周后處死動物，MAO-Sr組的BIC和新骨面積均顯著高于MAO組，BIC已經高達60%左右，而MAO-Sr組種植體周圍的新骨區域更高。通過微弧氧化法制備的摻鍶涂層相較于未摻鍶涂層來說具有更加明顯的促進種植體骨整合的效果。

電化學沉積、水熱法、磁控濺射法是目前在鈦合金表面制備涂層的常用方法，電化學沉積法可使涂層與基體緊密結合但技術復雜、成本較高，而水熱法相對來說比較經濟方便，且采用這種方法可以在鈦表面制備納米級涂層，使涂層覆蓋更加均勻，但水熱法制備的涂層基體黏附性可能相對較弱，這可能是因為水熱法使基體表面腐蝕形成了氧化膜。在涂層制備方法的使用中，還出現了一種新的制備技術，預循環鈣化法，通過使基體得到充分浸泡而使基體表面含有鈣元素促進磷灰石在表面的沉積從而在基體表面形成磷灰石涂層，以提高基體的生物相容性，雖然目前關于這種方法的實驗研究較少，但相關實驗證明，預循環鈣化法制備含鍶涂層確實對于鈦表面生物相容性以及骨整合性的提高有著積極作用。將上述幾種方法制備的含鍶涂層的生物活性進行了對比，結果如表1[20,29-30,33,36,39,42]所示。

表1 鈦及其合金表面含鍶涂層生物活性比較Table 1 Comparison of biological activity of Sr-bearing coatings on titanium and its alloys

2 鎂及其合金表面鍶涂層

鎂及其合金因具有良好的力學性能及生物相容性、可降解性、骨誘導性等特點而作為骨植入物被廣泛研究。但鎂合金作為醫用金屬材料還存在一些弊端，鎂的電極電位較低，在生物體內極易被腐蝕，使得鎂及其合金的耐蝕性能較差無法支撐到患者新骨完全形成。其次，鎂的化學性質非常活潑，導致鎂在體內迅速而不受控制的降解，使得鎂合金在組織重建前失去了固有的力學性能。在探索改善鎂合金耐蝕性方面，研究人員常用的方法是合金化與表面改性。合金化常常加入各種微量元素制備成具有不同功能的鎂合金[8-9,44-45]。鍶由于具備較好的骨細胞活性，近年來得到鎂合金材料研究人員的青睞。

盡管鎂的合金化和變形加工工藝都可以明顯改善鎂合金的耐蝕性，但是，其耐蝕能力還不能滿足植入材料的實際要求，所以表面改性研究成為醫用鎂合金的應用關鍵和研究重點[46]。與鎂鍶合金相比，在金屬材料表面制備涂層對基體的保護作用更好，將鍶元素與生物相容性良好的涂層材料相結合，不僅起到對基體的保護作用，還能利用鍶的作用促進成骨有利于提高金屬材料作為骨植入物的骨修復性能。與鈦合金不同的是，在鎂合金表面制備含鍶涂層首先增加鎂合金表面耐蝕性能，其次骨修復性能也得到提高[47-48]。文獻報道常用的制備含鍶涂層的方法有電沉積法及化學轉化法、微弧氧化法等，化學轉化法是使基體表面發生化學反應形成一層致密保護層，但膜層厚度較薄，不能長時間有效保護基體。電化學沉積法能夠使涂層材料在各種形狀的基體上均勻沉積，操作工藝簡單，但其影響因素復雜受到多種條件的約束，制備功能復雜、性能優良的涂層還需要進一步研究。水熱法是目前制備金屬涂層的常用方法，工藝簡單經濟損耗小。表2[48-55]總結了近年來在鎂合金表面制備含鍶涂層的研究進展，對涂層的耐蝕性能進行了比較。可以看出，化學轉化法、微波沉積法、電化學沉積法、水熱法對于鎂合金表面耐蝕性的提高都有著重要影響，在所比較的方法中水熱法及化學轉化法對鎂合金耐蝕性能的提高更為明顯。

表2 鎂合金表面含鍶涂層耐蝕性比較Table 2 Comparison of corrosion resistance of strontium-doped coatings on magnesium alloys

2.1 電沉積法

以電沉積法在鎂合金表面制備含鍶涂層，主要焦點集中在含鍶羥基磷灰石方面，研究人員從不同角度出發，探討鍶的作用及對合金表面改性的影響。Gu等[48]通過電沉積法在60 ℃電解液中處理70 min從而在AZ31B鎂合金表面制備了鍶-羥基磷灰石涂層，鍶含量的差異會影響基體表面涂層的致密程度，當鍶含量達到50%時，涂層的表面形貌更加緊密均勻，浸泡實驗中鍶-羥基磷灰石涂層減緩了pH值的增加，且鎂合金的耐蝕性與鍶含量成正比，但過高的鍶含量會使涂層更易溶解，生物活性實驗中，樣品的OD值及ALP活性均高于未涂層組。含鍶涂層的制備會增強鎂合金的耐蝕性但需要調控好涂層致密和降解速率之間的關系，并且鍶元素的添加確實有利于成骨分化。Shi等[56]在鎂鋅合金表面制備了含鍶羥基磷灰石涂層，發現樣品在2 h后對牛血清白蛋白(BSA)的吸附量為0.5 mg/mL遠遠高于裸合金對BSA的吸附量，細胞黏附實驗中，在相同黏附時間下，裸合金的細胞黏附數量也低于涂層樣品。細胞黏附數據結果顯示，培養8 h后，含鍶涂層樣品細胞黏附數量明顯多于裸合金樣品，表明此涂層能夠增強鎂合金骨整合性能。上述研究證明了鎂合金表面含鍶羥基磷灰石改性均能起到提高耐蝕和細胞黏附及增殖的作用，對具體的機理和體內情況還需進一步探索。

2.2 化學轉化法

化學轉化膜主要是金屬基體表面的原子與介質發生化學或電化學反應，在表面形成附著力良好、性質穩定的隔離層。化學轉化法在鎂合金表面制備含鍶涂層的研究多集中在提高耐蝕性方面。如：Amaravathy等[49]通過化學轉化法在鎂合金表面用1.5%Sr在50 ℃，pH數值為2.5，20 min磷化時間條件下制備了含鍶涂層，析氫實驗中裸合金在浸入模擬體液(SBF)后立即產氫，而涂層樣品在浸入48 h后總氫氣產量僅為2.42 mg·cm2·h-1。制備含鍶涂層后，鎂合金的析氫含量大大減少，說明此涂層對鎂合金具有良好的保護作用，大大降低了植入體周圍產氫感染的可能性。Birbilis等[57]將鎂分別沉浸在40～80 ℃、pH值為3的磷酸二氫銨和硝酸鍶的混合溶液中在鎂表面通過化學轉化法制備了磷酸鍶(SrP)轉化膜涂層，在MEM培養基中浸泡14天后，涂層保持良好的完整性，只有一小部分表面被腐蝕，這說明SrP轉化膜涂層能夠保護鎂種植體延長其降解時間，且80 ℃下制備的涂層具有優于其他溫度的耐蝕性能。磷酸鍶轉化膜的研究也為鎂合金含鍶涂層提供了一種新的方向。Ke等[51]也通過化學轉化法在鎂合金表面制備了磷酸鍶轉化膜涂層，采用掃描電子顯微鏡、能譜儀、動電位極化曲線和質量損失測量等方法對磷酸鍶涂層及其降解性能進行了表征。結果表明此涂層對鎂合金有優異的保護作用。Ke的研究再次證明磷酸鍶轉化膜作為保護鎂合金涂層的可能性。Ke等[58]也將合金樣品置入80 ℃的磷酸二氫銨和硝酸鍶混合液中，并控制pH值使其保持在1～3.8之間從而在鎂合金表面制備了磷酸鍶涂層，隨著基體在磷酸鍶溶液浸泡時間的增加，磷酸鍶顆粒在基體表面不斷生長，形成致密的涂層，研究了溫度、溶液pH值及離子濃度對涂層和基體的影響，發現80 ℃下制備的磷酸鍶涂層的存在能有效提高基體的耐蝕性能。另外，也有研究人員探討了含鍶化學轉化膜對細胞的影響。Makkar等[50]將樣品浸入70 ℃的磷酸二氫鈉水合物(NaH2PO4·2H2O)、脫水硝酸鈣、硝酸鍶混合溶液中放置24 h，在ZK60鎂合金表面制備了含鍶磷酸鈣涂層，對其進行表征，涂層均勻無缺陷，與合金表面結合緊密，鎂合金和Ca-Sr-P涂層的接觸角分別為(107.8 ± 2.4)°和(99.3 ± 0.7)°，與鎂基體相比，涂層后的表面親水性增強，細胞實驗中表面涂層還促進了MC3T3-E1細胞的黏附、增殖和成骨標志物的表達。將鎂合金及涂層樣品浸入Hank’s溶液中，浸泡14天后，裸合金和涂層樣品的pH值分別為10.84和8.65，樣品pH值較低。表明此涂層增強了鎂合金的耐蝕性。雖然化學轉化法制備的涂層緊密，但在鎂合金表面形成的轉化膜厚度較薄，不能起到徹底防護的作用，后續還需要在實驗條件上多摸索，另外此種方法制備的含鍶涂層體外的細胞毒性、體內促進骨增殖的活性方面需要深入研究。

2.3 微波輔助沉積法

Yu等[53]通過微波輔助沉積法在AZ31鎂合金表面制備Sr-HA，鍶元素的添加加快了磷灰石的析出，磷灰石在鎂合金表面不斷生成達到保護鎂合金的目的，顯著提高了鎂合金在模擬體液中的耐蝕性。林炳鵬等[52]將鎂合金放入Sr-HA溶液中微波處理4 min制備了含鍶羥基磷灰石涂層，與鎂合金相比，涂層樣品腐蝕電位正移、腐蝕電流密度減小、極化電阻增大表明涂層能有效地提高鎂合金的耐蝕性能。

2.4 微弧氧化法

Han等[59]選用8 g/L KF·2H2O,4 g/L(NaPO3)6,0.8 g/L Ca(OH)2和0.8 g/L Sr(OH)2電解質制備含鍶微弧氧化涂層,工作電壓、工作頻率、工作占空比和制備時間分別為360 V，1000 Hz，40%和5 min。通過水冷系統將電解液的溫度保持在20～25 ℃,在鎂合金表面制備了Sr-Ca-P涂層，對其進行了電化學實驗及浸泡實驗，結果表明Sr-CaP包覆Mg合金具有較好的體外耐蝕性和體內緩蝕作用。Yi等[60]在純鎂表面制備了含鍶微孔涂層，將MC3T3-E1細胞在不同包被的Mg孔板上培養1，3，5天，檢測成骨細胞ALP活性。培養5天后的ALP染色顯示，含鍶涂層樣品的ALP染色數量明顯多于純鎂或無鍶涂層樣品的染色數量，表明鎂表面的含鍶涂層能夠促進成骨分化。采用鬼筆環肽染色和DAPI染色觀察細胞形態后發現，細胞在含純鎂培養板上的生長狀態一般，而用Mg-MAO培養的細胞呈現出鋪展開的現象并顯示出多邊形狀，細胞之間具有單交聯，表明在純鎂表面制備微弧氧化涂層能夠提高純鎂的生物相溶性。同時，與不含Sr的生長基體相比，Sr-MAO包被的Mg板上的細胞擴散面積便大，細胞排列更為連續和密集，偽足伸出較多，細胞交聯較緊密，且2 g Sr-MAO培養細胞的生長狀況要優于1 g Sr-MAO，這表明Sr是一個很好的成骨促進劑。

2.5 水熱法

研究人員利用水熱法，在鎂合金表面制備了有機與無機相結合的含鍶涂層，探討了涂層的耐蝕性及生物活性。Zhang等[61]在鎂介導的金屬有機框架上制備含鍶羥基磷灰石涂層，結果表明涂層具有促進成骨細胞增殖和成骨分化的巨大潛力。研究中還使用了2,5-二羥基對苯二甲酸(DHTA)，此物質具有誘導涂層抗菌的可能性，但作者并沒有深入研究，這為含鍶涂層抗菌提供了一個研究方向。Wang等[54]調節涂層溶液pH值為5，在120 ℃水熱反應下在鎂合金表面制備了含鍶羥基磷灰石涂層，對其進行了電化學和浸泡實驗，鎂合金的Ecorr為-1.68 V,Icorr為1.46×10-4A/cm2，不含鍶的羥基磷灰石涂層樣品的Ecorr為-1.39 V、Icorr為5.06×10-6A/cm2，而含鍶涂層的樣品的Ecorr為-1.35 V、Icorr為1.65×10-6A/cm2，結果表明，含鍶涂層能夠更好地提高鎂合金的耐蝕性能。Wei等[55]在鎂合金表面制備了以聚多巴胺和羧甲基殼聚糖為載體的含鍶涂層，涂層上還添加了雙膦酸鹽和阿侖膦酸鹽。對鎂合金及覆蓋涂層的鎂合金樣品進行了浸泡實驗、電化學實驗以及相容性實驗，在浸泡過程中，pH值從近中性迅速上升到弱堿性。兩組樣品的pH值差異隨浸泡時間的延長而增大。在第14天，與未涂覆的AZ31鎂合金接觸的SBF的pH值略高于涂覆的，pH值分別為8.6和8.4。未涂層和涂層樣品具有非常接近的腐蝕電位，但涂層AZ31鎂合金的腐蝕電流密度只有30.8 μA/cm2，是未涂層AZ31鎂合金(56 μA/cm2)的一半左右。結果表明，此涂層能夠有效提高鎂合金的耐蝕性。將阿侖膦酸鹽與含鍶羥基磷灰石共同結合制備的仿生涂層有利于骨修復，但需要進一步進行體內實驗探討這種方法是否可行。目前本課題組正在利用水熱法以蒙脫石為載體在鎂合金表面制備摻鍶涂層的研究，蒙脫石是一種由顆粒極細的含水鋁硅酸鹽構成的層狀礦物，已有研究表明蒙脫石可作為藥物載體應用于醫藥領域，少量的蒙脫石對人體并無毒副作用，利用其良好的陽離子交換性能，可以將鍶離子與其中的鈉離子進行置換從而制備摻鍶涂層。目前課題處在涂層制備工藝優化階段。

3 鐵表面含鍶涂層

與其他金屬材料相比，鐵作為醫用金屬植入材料不僅具有更好的力學性能，而且維持時間更長，因此更適合承載較高的植入體[62]。而且，它在機體體液中的腐蝕無氫離子析出，但是由于其鐵磁特性和降解太慢大大限制了其在植入材料方面的應用。已有研究證明，純鐵作為可生物降解的心血管支架的應用是安全的。Liu等[63]研究了多種合金元素與純鐵結合后的細胞相容性，均未發現不良反應，細胞相容性良好，為可生物降解鐵基生物材料所需合金元素提供了借鑒。研究人員也對鐵基體的含鍶涂層進行了研究，如He等[62]通過電化學沉積法在多孔鐵支架上制備了含鍶八磷酸鈣涂層(Sr-OCP)。體外生物降解實驗表明，純鐵支架在Hank’s溶液中放置1天和28天后鐵離子釋放的濃度分別為42 μg/mL和580 μg/mL，而涂覆有Sr-OCP涂層的多孔鐵支架在放置相同天數后釋放的鐵離子濃度僅為13 μg/mL及50 μg/mL，遠遠小于未涂覆鐵支架的釋放量。這表明在鐵支架表面涂覆Sr-OCP涂層能夠有效降低鐵支架的降解速率。同時，還對此涂層的生物相容性進行了研究。圖3為MC3T3-E1細胞培養12，24，48 h后的細胞活力圖，*表示P值<0.05。MC3T3-E1細胞培養24 h后，鐵支架涂覆含鍶涂層的細胞活力明顯高于未涂覆的鐵支架，且細胞活力值高于80%，如圖3所示。這表明含鍶涂層對MC3T3-E1無細胞毒性。實驗還表明，含鍶涂層對MG-63細胞同樣不具有細胞毒性。多孔鐵支架表面涂覆的含鍶八磷酸鈣涂層可以有效地提高支架的耐蝕性和生物相容性。

圖3 培育12， 24， 48 h后3種支架的MC3T3-E1細胞的活力[62]Fig.3 Viability of MC3T3-E1 cells on the three scaffolds after incubation for 12， 24 h and 48 h[62]

Ray等[64]通過建立去勢大鼠骨干端骨缺損模型對單純泡沫鐵及鍶涂覆的泡沫鐵的成骨性能進行對比，與單純泡沫鐵相比，鍶涂覆的泡沫鐵植入接觸面的骨形成顯著增加，且鍶涂覆的泡沫鐵能夠更好地促進成骨細胞生成、抑制破骨細胞活性。研究表明，鍶涂層能夠提高泡沫鐵的生物相容性。

4 結束語

本文主要介紹了含鍶涂層在鈦、鎂和鐵3種醫用金屬材料表面的研究進展，鍶元素作為人體骨骼中的主要元素，將其作為涂層材料不會對人體造成負擔，且其優異的促進骨修復的性能，對醫用金屬材料作為植入材料的應用具有重要作用。含鍶涂層應用于鈦等不可降解醫用金屬表面主要起到促進骨整合或者骨細胞增殖的作用，應用于鎂、鐵等可降解醫用金屬表面后，在實現提高金屬耐蝕性的前提下，還能夠促進骨細胞增殖。因此，含鍶涂層在金屬材料表面的應用有著廣泛的前景。

鍶作為涂層材料的研究目前主要是以生物相容性較好的羥基磷灰石作為載體，遠遠不能滿足實際需要，開發更多的可以負載鍶的有機或無機載體，獲得具有復合多功能、可控釋金屬材料，提高材料表面的耐蝕性、抗菌性、骨活性等研究具有較大的發展空間。

另外，鍶在金屬材料鋅表面應用的研究較少。鋅具有較好的抗菌性能，兩者結合，制備抗菌性及骨活性于一體的金屬材料，值得研究人員研究及關注。