羟基磷灰石涂层（共7篇）
羟基磷灰石涂层 篇1
0 引言
不锈钢、钛合金等金属材料作为人体硬组织的修复材料在临床上已应用很多年。但是,金属材料在人体内释放的大量金属离子会导致机体产生过敏、肉芽肿等对人体健康有害的现象[1]。金属基生物陶瓷涂层材料将金属优良的力学性能和陶瓷涂层的生物学性能结合起来,能够满足临床植入物材料的需要,受到广泛关注。生物陶瓷涂层主要分为两类[2]:生物惰性陶瓷涂层与生物活性陶瓷涂层。生物惰性陶瓷涂层其化学性质较为稳定,植入人体后与人体组织之间形成一层纤维组织,从而使人体组织长到植入体表面形成结合。但是其惰性不利于促进骨组织的结合和生长,临床上的应用受限。生物活性陶瓷涂层在植入人体后,能形成骨性结合,渐渐在临床上得到广泛应用。生物活性陶瓷涂层主要包括羟基磷灰石(HA)、生物活性玻璃以及钙硅基生物活性陶瓷涂层等。HA成分与人体骨和牙齿相近,含有人体骨新陈代谢所需的钙、磷等元素,植入人体后,其羟基(-OH)与骨细胞发生化学键结合,因而成为研究的热点。
本文主要介绍了HA涂层等离子喷涂、激光熔覆和复合技术等主要制备方法,并对其植入体的涂层失效原因进行简要分析。
1 生物陶瓷HA涂层的制备方法
目前制备HA生物陶瓷涂层的方法有:等离子喷涂、激光熔覆、浸涂法、溶胶-凝胶法、电泳沉积法、仿生涂层等[3]。与其他方法制备涂层相比,等离子喷涂制备的涂层具有更好的性能,是唯一一种被美国食品与药品管理局批准的制备生物医学涂层的方法[4];激光熔覆作为一种表面改性技术已广泛应用于航空、航海以及化学工业级生物医学领域[5],而制备的生物陶瓷涂层也表现出较大的优越性。单一方法制备HA涂层会存在许多缺陷,部分性能不能满足临床要求,使用复合方法制备涂层,往往能提高涂层的生物学性能和力学性能。
1.1 等离子喷涂制备HA涂层
等离子喷涂属于热喷涂技术,在等离子体(射频放电)中或等离子射流(直流电弧)的作用下,里面的金属或者非金属粉末被加热到熔融或者半熔融状态,在工作气体的作用下,这些粒子加速并撞击到经过预处理的基体材料表面,在基体表面流散、变形、凝固,后面的熔融粒子又在先前凝固的粒子上层层叠压,形成涂层。
国内外学者对制备的涂层影响因素以及提高涂层综合性能进行了广泛的研究。喷涂电流(200~500A)的增大使HA涂层的结构变得致密,硬度升高,孔隙度减少,同时随着涂层厚度的减小,涂层硬度也增大,涂层厚度为15μm时硬度达到最大值480HV[6]。但是,HA与钛基体的热膨胀系数不匹配,导致二者结合强度往往不高。在HA中添加Ti粉制备Ti/HA复合涂层,能缓解这种不匹配性,其涂层结合强度随着钛粉含量的增加呈现直线上升的趋势[7]。等离子喷涂制备的HA-ZrO2-Ti功能梯度涂层中[8],ZrO2-Ti作为中间层也能这种缓解不匹配性,从基体表面向外的截面上,涂层的硬度逐渐增加,同时微观结构与物相组成逐渐改变,涂层与基体之间没有明显的接痕。
HA涂层的韧性不足,导致使用过程中的破碎,通常使用增韧的方式来提高其韧性。ZrO2作为一种生物材料,具有相变增韧功能。在HA涂层中添加不同含量ZrO2,涂层的显微硬度、结合强度和耐磨性随着氧化锆含量增大而增大[9]。另外,在HA涂层中添加碳纳米管(CNT),CNT起到“加强筋”的作用,通过吸收断裂功,改变断裂行为,提高断裂过程的势垒等方式来改变复合HA涂层的断裂韧性和耐磨性[10]。
等离子喷涂HA涂层中的孔隙、裂纹等缺陷导致其耐腐蚀性能不足。HA涂层中加入生物惰性陶瓷材料如SiO2可以大大提高其抗腐蚀性能。另外,F元素能促使等离子喷涂HA涂层中氟磷灰石高度结晶,降低了HA溶解能力。同时涂层中较慢释放的小颗粒有利于改善骨结合[11]。
等离子喷涂制备HA具有沉积效率高(高效)、技术稳定(容易操作和掌控)等特点,同时能得到粗糙的涂层表面(种植后可与骨组织更紧密结合,并增大接触面)。但是其制备的涂层存在一定的缺点:(1)HA粉末在高温条件下容易分解;(2)等离子喷涂制备的HA涂层,其涂层与基体之间结合类型为机械结合,因此结合强度较低;(3)涂层在体内短期内能表现出较好的性能,但从长期来角度看,由于涂层在体液中的易降解,没有表现出优良的长期稳定性。
1.2 激光熔覆制备HA涂层
激光熔覆制备生物陶瓷涂层的过程是将高功率的激光束打到基体上,以预置粉末或者同步送粉的方式将其在基体表面快速熔化,从而形成熔覆层。激光熔覆涂层的增强机理可以概括为[5]:(1)细粒强化。由于快速的加热和冷却,激光熔覆涂层的微观结构细化。(2)弥散强化。增强相为熔覆材料或者在原位激光熔覆过程期间合成的,这些增强相均匀地分散在基体中。其制备的涂层具有如下优点:高的耐磨性、良好的耐腐蚀性、良好的生物相容性[12]。
在激光束的高温下,CaHPO4·2H2O与CaCO3反应生成HA涂层[13],涂层由内而外钙元素增多,硬度逐渐增大。在激光熔敷制备HA涂层时,混合粉末的Ca/P物质的量比(CMRP)对涂层中反应生成的物质相影响很大,当CMRP高于1.54时,才能生成HA,并随着CMRP增加,HA的产生量缓慢增加。随着CMRP的增加,涂层结合强度和孔隙率会下降,但裂纹的数量会增加[14],当CMRP达到2.0时,涂层中存在大量的磷酸四钙(TTCP)相[14]。
F.Lusquinos等[15]研究了激光功率、扫描速度和送粉速率等工艺参数对激光熔覆HA涂层宽度、厚度、表面粗糙度和结合强度等涂层性能的影响。涂层的密度和厚度随着功率增加而线性变大。送粉速率越快,涂层表面粗糙度越低。这些工艺参数对涂层性质的影响能够帮助我们理解涂层的形成。邓迟等[16]对熔覆过程中温度场进行了数值模拟,发现促进涂层与基体界面冶金结合的涂层表面的最高温度为2481K,界面的最高温度为2148K,对应生成的涂层呈梯度分布,有利于提高涂层的稳定性。
但是激光熔覆合成HA生物陶瓷涂层也存在一些缺陷。由于激光熔覆过程中,HA高温分解以及反应生成杂质相,导致涂层HA含量不高[14]。另外,磷酸四钙(TTCP)合成条件与HA相近,在快速冷却过程中更倾向于合成TTCP,从而造成激光熔覆所制备的陶瓷涂层HA含量极低,甚至不存在HA,需要进行后处理来重新结晶生成HA。
为了控制HA在高温下的分解,J.Gary等[17]使用激光以一种新的方法在较低的温度下制备了钛基HA涂层。热量主要被金属基体和涂层/基体界面吸收,HA涂层表面温度很低。这样既能保证涂层与基体的结合强度,还能避免HA涂层的高温分解导致生物活性的降低。数值模型计算表明涂层厚度为15μm或者更高时,HA热分解最少。
1.3 复合技术制备生物陶瓷HA涂层
综上所述,对于单一方法制备HA复合涂层的研究很多,也取得了很多有益的成果,但也存在一些缺陷,如制备过程中涂层的热分解、脱羟基等现象。通常利用激光重熔、热处理、电极化处理等方法对HA涂层进行一定的后处理,以改善涂层的力学性能和生物学性能。
激光重熔喷涂涂层[18]是利用高能束的激光束对涂层表面进行照射,使喷涂涂层快速熔化,然后使其快速冷却凝固。喷涂涂层在激光重熔过程中,气孔周围的熔融体能够填充孔隙,降低孔隙率,涂层内部的应力得到释放,微裂纹减少,硬度也会提高。还能使基体与涂层之间实现冶金结合,提高涂层的结合强度[19]。高亚丽等[19]激光重熔了镁基等离子喷涂HA涂层,经过模拟体液12天的腐蚀后,表面形貌比较完整,无腐蚀坑的出现,表现出了较好的耐腐蚀性。
热喷涂HA涂层进行热处理,可促进HA从非晶态向晶体的转变,涂层孔隙度减少,提高了涂层的抗腐蚀性,结合强度也显著提高[20]。鲍雨梅[21]对热喷涂HA涂层在600~800℃保温热处理后,HA结晶度得到提高,含量升高。HA失去羟基从而变成缺氧的HA,但是其结构保持不变,涂层的结合强度也得到提高。但是,在热处理期间,HA的重结晶导致涂层热膨胀系数的变化和体积收缩,诱导出较大而且集中的裂纹,降低涂层结合强度[22]。
对气溶胶沉积制备的纳米HA涂层进行水热处理[23],处理后涂层结晶度得到提高且没有改变纳米材料的结构。针状磷灰石晶体只形成在170~190℃水热处理的涂层表面,其表面成骨细胞活性与未处理的相比也得到显著提高,表现出了良好的生物活性和生物相容性[23]。用感应加热方法在双氧水处理过的炭/炭复合材料基体上制备三斜磷钙石层,最后利用水热处理使其转变成HA涂层。涂层与基体之间存在致密结构的化学键结合,剪切应力达到61.4 MPa,大于在髋关节步态期间的加载应力(35 MPa)[24]。Huan[g25]采用在碱液环境中电极化处理法对等离子喷涂羟基磷灰石涂层进行后处理,使涂层的杂质相与非晶相向HA相转变,并使涂层中羟基含量得到提高,恢复了涂层的结构完整性。另外,处理后涂层表面的裂纹较少,亲水性能提高,附着更多的负电荷的羟基,这些羟基能够激活成骨细胞和骨修复。
2 生物陶瓷涂层的失效研究进展
近年来,骨科植入物的数量急剧上升,我国骨科植入物的年需求总量超过130万件[26]。骨科植入物的失效形式主要有:断裂、过敏、无菌炎症、不愈合、疼痛、弯曲、松脱、感染、排斥反应等。对上述失效现象进行分析,其中涉及到涂层失效所致的表现形式主要有:过敏、无菌炎症、不愈合、疼痛、松脱。
2.1 涂层力学性能方面
生物陶瓷涂层失效的内在原因分析如图1所示。在人体内,HA涂层力学性能的不足也能导致脱落,其原因主要有两个方面[27]:(1)由于线膨胀系数不匹配,钛基涂层与基体的结合强度低;(2)涂层溶解度较大,这是由于等离子喷涂是在高温下进行,HA晶体很容易被分解为非晶态的磷酸三钙、磷酸四钙、CaO等杂相[2],而这些物质的溶解度较大,加速了涂层的溶解导致涂层内部结合强度的下降,从而加速涂层脱落。
涂层和植入物基体之间结合强度是一个非常关键的因素,它极大地影响了涂有HA层的植入体的长期性能。涂层与基体的结合强度取决于界面化学键和机械联锁[28]。机械联锁能够通过增加涂层表面粗糙度实现。对涂层进行烧结处理,元素掺入和扩散使涂层/基体之间有更强的化学键,增加互锁,孔隙度降低从而变得更致密。HA涂层中添加CaF2,F元素有利于和OH基的H基形成氢键,在过渡区域形成复杂的Ti-P-O-F-Ca化学键;另外,含氟HA涂层的热膨胀系数从15×10-6/℃降到9.1×10-6/℃,涂层和基体的不匹配性减少。这些都有助于提高结合强度[11]。在腐蚀性能方面,腐蚀通常发生在表面破坏严重的地方,裂纹增加了腐蚀液的接触面积,形成局部腐蚀。水和Cl-通过微孔为进入涂层并在基体/涂层之间引起电化学反应。在涂层/基材界面生成的氢离子(H+)降低局部pH值,加快了HA的溶解,发生的反应[29]为:
在涂层中添加成骨细胞中必不可少生物相容性元素Si或者ZrO[30,31]2,能形成致密且均匀的、孔和裂纹更小的涂层,极化实验结果显示该复合涂层比纯羟基磷灰石涂层在SBF中具有更好的电化学行为。涂层植入物在人体服役过程中长期处于摩擦磨损状态,由于涂层硬度低、表面裂纹等原因,涂层磨损得很快,产生大量的磨损颗粒。腐蚀产生的钝化膜稳定性较低,磨粒使快速形成的膜遭受破坏和剥离,因此形成裂纹和孔隙。在磨痕处,腐蚀膜形成和破坏交替发生,从而增加涂层的磨损量。腐蚀和磨损表现为协同作用[32]。
在裂纹前端弯曲产生的复杂的残余应力和所施加的应力作用下,涂层裂纹可以通过可能的缺陷(如内部微孔和微裂纹或者未粘接的扁平粒子)进行扩展,导致涂层断裂。由于大量缺陷在涂层内,而不是在界面处,涂层/基体界面的断裂能量高于HA涂层,弯曲断裂主要发生在HA涂层/基体界面附近[33]。
2.2 涂层生物活性方面
植入体在人体内引起疼痛的原因有[34]:植入体松动、感染、断裂、滑膜炎、金属超敏反应、关节撞击或脱位等。引起植入体松动的原因主要有[34]:植入体和骨界面之间产生微动现象抑制了其周围骨组织的生长,植入体缺少这些组织的有效支撑;关节液流动及产生的变化压力;涂层分解的微粒引起炎症导致骨溶解。当植入人体后,宿主组织细胞和细菌微生物在植入体表层争夺过程称为表层竞争[35]。细菌感染是细菌粘附和随后随形成的生物膜层定植的结果。植入体周围感染引起的手术后并发症会减少创伤骨科手术的成功率。金属假体表面喷涂HA可促进植入体-骨界面的骨性连接,使人工关节假体获得骨性稳定,同时在假体周围产生了封闭效果,可有效阻止关节液的流动及磨损颗粒的迁移,因此HA涂层可防止植入体无菌性松动的发生。但HA涂层也存在着脱落、被吸收和崩解等风险。在被吸收的区域,不能形成质量足够好的新骨,这些现象影响植入体的稳定性和HA涂层的密封性能[36]。在长期病人随访中,已报告了一些HA涂层对应的髋臼上会出现聚乙烯磨损、髋臼松动、不稳定性或感染等失效。HA分解产生的粒子嵌入在聚乙烯表面形成三体磨损,导致产生更多的聚乙烯粒子,引起骨质溶解等聚乙烯疾病[37]。另外,关节和骨的完全贴合可以看作是阻止有效关节间隙扩展的可靠保障,而聚乙烯疾病会破坏这种保障[36]。
在植入体手术中,尽管施以积极的抗生素治疗,植入体相关的感染仍时常发生,复杂生理环境导致关节融合、截肢、甚至死亡[35],研究也报道钙磷涂层在种植体周围感染的风险比非涂层植入物高。银是一种强效的抗菌剂,生物活性银离子(Ag+)对病原体产生致命的影响,具有广谱的活性[38]。制备的羟基磷灰石涂层中的银离子释放系统可以用来防止手术后感染和帮助骨整合[35]。在一些体外的研究中,利用HA涂层动力学释放的双氯苯双胍己烷、万古霉素、妥布霉素和其他的抗生素具有较好的抑菌作用[39]。在几十年临床案例中,含羟基磷灰石涂层与不含羟基磷灰石涂层股骨柄无菌性松动的发生率和术后Harris评分方面差异无显著性意义,而羟基磷灰石涂层对应的聚乙烯髋臼杯的磨损率相对较高,有关HA涂层假定的优点争论仍在继续[34]。
3 总结与展望
综上所述,HA涂层制备方法很多,各有优缺点,激光熔覆和等离子喷涂制备HA涂层具有很大的优越性。对于单一方法制备HA复合涂层的研究很多,也取得了很多有益的成果,但涂层往往存在一些缺陷,利用复合方法对涂层进行适当的后处理是一种提高涂层力学、生物学性能的简单有效的方法,成为研究的一个发展方向。对生物陶瓷涂层的失效原因的分析能够了解影响涂层寿命的主、次要因素,指导我们调整制备方法和工艺条件,获得综合性能良好、长期稳定性好的涂层。
羟基磷灰石涂层 篇2
骨缺损及骨修复的治疗研究仍然是当今骨科领域中的一大难题。由于自体骨的数量有限且自体骨移植会增加感染,故完全采用自体骨进行修复是不可能的,而异体骨(人骨、动物骨等)的移植又存在免疫反应等问题,因此,为广大患者提供急需、性能良好的人工骨替代材料具有重要的现实意义。钛基生物材料在人工骨材料方面得到了广泛研究和应用,但其生物相容性却有待提高[1]。由于植入材料与活体组织的界面生物学反应主要发生在植入材料的表面,因此通过改变材料的表面性能来调控细胞的生长行为对提高植入材料的生物相容性具有非常重要的意义。
羟基磷灰石(HA)具有良好的生物相容性,是一类具有良好生物活性的陶瓷材料,但强度低,无法满足人工骨的负重要求,因此主要用于骨修复和植入物的表面涂层[2]。在骨替代钛生物材料表面制备羟基磷灰石涂层可以有效提高钛生物材料的生物相容性和生物活性[3]。仿生溶液生长法由于具有反应条件温和可控、不需要复杂设备等优点而成为在材料表面制备羟磷灰石涂层的一种简便有效的方法。研究表明,钛表面的化学结构及表面形貌对羟基磷灰石的沉积行为具有重要影响[4,5]。表面活化处理、自组装具有不同功能基团的单分子层以及接枝蛋白等方法有助于加快HA的沉积速度以及改变HA涂层的晶体结构。壳聚糖是一种具有良好生物相容性的高分子材料,广泛用于骨复合材料的研究和应用。
本实验通过表面自组装技术以及进一步的厚位表面化学改性技术在钛表面共价接枝壳聚糖,采用仿生溶液生长法在钛表面以及接枝壳聚糖的钛表面仿生沉积羟基磷灰石涂层,并利用扫描电镜以及能量色散X射线荧光光谱仪(EDX)研究了表面涂层的形貌结构以及元素组成。
1 实验
1.1 材料与试剂
钛薄膜:采用物理气相沉积法在硅表面沉积厚50nm的纯钛薄膜,薄膜依次用丙酮、乙醇和蒸馏水超声清洗10min后干燥备用。
试剂:3-氨丙基三甲氧基硅烷(APTMS)、25%(体积分数)戊二醛水溶液以及壳聚糖均购自Sigma公司,其它试剂为分析纯。
1.2 钛表面接枝壳聚糖
图1为钛表面接枝壳聚糖的工艺路线。首先将钛表面在Piranha溶液(v(H2SO4)∶v(H2O2)=7∶3,H2SO4 98%,H2O2 30%)中处理30min,使其表面活化,然后在浓度为10mmol/L的APTMS乙醇溶液中自组装反应24h,充分清洗后依次浸没到2%戊二醛溶液和壳聚糖溶液中各反应12h,用去离子水充分清洗,获得样品晾干备用。
1.3 接枝样品表面表征
采用动态接触角(Krüss GmbH, Hamburg, Germany)表征材料表面的亲疏水性。采用原子力显微镜(Digital Instruments, Santa Barbara, USA)表征钛表面接枝壳聚糖前后样品的形貌变化。
1.4 羟基磷灰石沉积
将接枝了壳聚糖的钛片以及空白钛片浸没到20mL 1.5倍浓度的人体模拟体液(1.5SBF)中,在37℃环境中振荡培养9天,培养期间每隔2天更换1次溶液。1.5SBF的离子浓度如表1所示(单位:mmol/L),通过将NaCl、NaHCO3、KCl、K2HPO4、MgCl2·6H2O、CaCl2和Na2SO4依次溶解到Tris-HCl缓冲溶液(pH=7.4)中形成。
1.5 羟基磷灰石涂层表面形貌及元素分析
采用扫描电镜(SEM, Leica 440i)观察羟基磷灰石涂层的表面形貌,并用EDX分析其元素组成。
2 结果与讨论
2.1 钛表面接枝壳聚糖
壳聚糖具有良好的可降解性能、成膜性能、生物相容性以及一定的抗菌和抗肿瘤等性能,在生物材料及药物输运等领域获得了广泛的研究和应用;同时,壳聚糖也广泛应用于骨组织工程研究,如壳聚糖与羟基磷灰石的复合材料可用于替代受损的骨组织。本实验采用表面改性将壳聚糖接枝到钛表面,通过壳聚糖诱导羟基磷灰石涂层在钛表面仿生沉积,从而增强钛生物材料的生物相容性。表2为各种改性材料表面的水接触角,其数据表明钛表面经过改性后水接触角发生了明显变化,自组装APTMS后材料表面的氨基使钛表面的接触角大大减小,原因是氨基可以与水形成氢键从而降低水接触角;另外,接枝壳聚糖后,材料表面水接触角进一步减小,原因是壳聚糖含有的大量亲水基团(如氨基、羟基)增强了材料表面的亲水性。图2为钛表面及钛表面接枝壳聚糖后的原子力显微镜图。由图2可以看出,钛表面接枝壳聚糖后,表面形貌发生了很大变化,表明表面成功地接枝了壳聚糖分子。接触角以及原子力显微镜的结果表明,本实验的技术方法可以将壳聚糖成功地接枝到钛表面。
2.2 改性钛表面沉积羟基磷灰石
羟基磷灰石(HA)作为人体骨的天然成分,是目前国际公认的最具生物活性的硬组织植入材料之一,但其力学性能不足,因此,在大多数情况下羟基磷灰石被作为生物材料的涂层用于增强材料的生物相容性。等离子喷涂是目前最常用的制备HA涂层的技术,但其视线性(Line-of-sight)使其不能用于复杂形状的植入器械[6],另外,等离子喷涂的工艺条件比较苛刻,如高温高压等,不利于进一步生物活性分子的载入或固定。仿生溶液生长法可以模拟体内羟基磷灰石的自然形成过程,从而在金属表面形成羟基磷灰石涂层,使其能在常温下用于复杂构件表面HA的沉积[3],并在沉积HA的同时可以载入许多生物活性分子(如抗生素、蛋白质等)。研究表明,材料表面诱导羟基磷灰石的形成与材料表面的化学性质及沉积溶液的离子浓度有关[7]。材料表面化学基团可以诱导羟基磷灰石的成核,而离子浓度尤其是钙离子的浓度决定了成核的速度。本实验的研究发现,单纯钛表面诱导羟基磷灰石的形成速度很慢,几乎不能形成完整的HA涂层。如图3所示,在1.5倍SBF溶液中沉积9天,钛表面并没有形成完整的HA涂层,只形成了许多颗粒,这是由于钛表面缺乏能诱导羟基磷灰石沉积的化学基团,因此,钛表面仿生沉积羟基磷灰石涂层往往需要对材料表面进行处理(如酸、碱处理)从而使材料表面活化。接枝了壳聚糖的材料表面,经过9天的仿生沉积,已经形成了完整的HA涂层,而且形成的涂层比较致密,表明表面接枝的壳聚糖可以诱导加速HA的形成。原因有2点:(1)壳聚糖分子中大量的羟基可以诱导HA的形成[8];(2)壳聚糖的正电性也可以诱导PO43-在材料表面沉积,从而加速HA的形成。
羟基磷灰石的化学结构为Ca10(PO4)6(OH)2,其n(Ca)∶n(P)约为1.67。表3为经过EDX测量的2种材料表面沉积羟基磷灰石涂层后的元素组成(原子分数)。由表3可以看出,接枝壳聚糖的材料表面n(Ca)∶n(P)=1.65,非常接近羟基磷灰石的元素组成。由于钛表面没有形成完整的羟基磷灰石涂层,本实验测量了钛表面形成的Ca-P颗粒的n(Ca)∶n(P),其值为1.53,这也表明壳聚糖的表面有利于形成完整的羟基磷灰石涂层。
3 结论
通过自组装技术以及原位表面化学反应成功地将壳聚糖接枝到钛材料表面,接枝后材料表面的形貌发生了明显变化,且接枝的壳聚糖使材料表面水接触角大大减小。通过仿生溶液生长法成功地在接枝了壳聚糖的钛表面沉积了致密均匀的羟基磷灰石涂层,其n(Ca)∶n(P)非常接近天然的羟基磷灰石组成,与空白钛薄膜表面诱导羟基磷灰石形成的性能相比,表面壳聚糖的引入加速了致密均匀的羟基磷灰石涂层的沉积。
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羟基磷灰石涂层 篇3
生物医用材料研究与经济社会发展和人类健康密切相关,随着社会人口剧增,生活节奏加快,意外伤害频发,疾病、自然灾害、交通事故、运动创伤、工伤以及战争等因素造成人们对人体硬组织的治疗需求日趋旺盛。以人工关节置换术为例,2011年美国一年的髋膝关节置换病例数量接近120万,而我国同期人工关节置换术大约为5万例,但是随着我国人民生活水平的提高,人们也会更加重视生活质量,从而促进现代关节置换技术的快速发展。根据中国医疗器械行业协会骨科植入物专业委员会预测,到“十三五”规划末我国年人工关节销售将达40万套,销售额超过80亿元[1]。
羟基磷灰石是生物陶瓷一种,具有良好的生物相容性和骨传导性。羟基磷灰石(HA)是人体和动物骨骼、牙齿的最主要的无机成分,占人骨无机成分的77%,在牙齿中的含量高达97%[2]。然而HA作为一种陶瓷材料,其力学性能远低于金属材料,甚至低于人体自身骨骼,这就使得羟基磷灰石材料在人体内的应用受到极大地限制。虽然HA抗压强度可达到462 ~ 509MPa,抗弯强度可达到113MPa,其断裂韧性只为0.69 ~ 0.96MPa·m1/2,正常生理拉伸载荷在几个月内就可以导致致密HA牙根种植体的疲劳断裂。因此,HA陶瓷不能用作像人工牙或骨等承重载的种植体,而仅限用于受力不大的体位。
正常的髋关节在人体内的使用寿命为70 ~ 80年,而人工髋关节植入人体后,破坏了人体原有的自润滑系统,导致人工髋关节接触面磨损产生磨粒,据统计[3]每年产生大约500万磨损颗粒,这些磨损颗粒容易导致骨溶解和无菌松动,最终导致人工髋关节植入物失效。临床实践显示[4],目前大部分患者的人造关节只能有效工作10 ~ 15年,之后就会主要因为粘合面的磨损问题而需要更换新的人造关节。众多实践与研究表明[4,5,6,7],关节磨损是造成人工关节失效的主要原因之一。文献 [8,9] 以钛合金表面制备HA涂层,在磨损作用下,在人体内产生磨粒导致关节松动和失效。因此制备增韧HA复合涂层材料,增加其耐磨性机械强度和分析磨损机理,对于降低人工关节植入物的磨损、优化人工关节的设计、延长涂层的寿命等具有重大的意义。
近年来在HA生物陶瓷涂层的增韧研究中,其增韧方法主要有相变增韧,颗粒增韧和碳纳米管增韧。本文介绍了等离子喷涂羟基磷灰石(HA)涂层的增韧改性研究进展及磨损机理,并叙述其存在的问题
1 热喷涂 HA 涂层研究
热喷涂技术是指利用电弧或者燃料火焰为热源,将金属粉末或者非金属粉末加热到熔融状态,喷射到基体表面。热喷涂是表面工程的重要技术,主要包括等离子喷涂,燃气火焰喷涂和电弧喷涂以及目前开发研究的高速电弧喷涂,超音速火焰喷涂,高速等离子喷涂等[10]。Groot[11]在1985年时,等一次利用等离子喷涂制备羟基磷灰石涂层。我国科学院家梁星等[12]于1989年制备HA涂层的牙种植体。采用涂层技术在医用金属基材制备HA涂层材料,可兼具金属优良的力学性能和羟基磷灰石优良的生物活性[13]。但是纯的HA是脆性大、强度低、耐磨性较差,难于达到在人体负重部位使用的力学要求,限制了其在承重部位的应用[14,15,16]。文献 [8,9] 以钛合金表面制备HA涂层,在磨损作用下,在人体内产生磨粒导致关节松动和失效,导致硬组织植入物失效。因此制备增韧HA复合涂层材料,增加其耐磨性和机械强度,延长涂层寿命,是硬组织植入材料今后发展的一个重要方向。
2 复合涂层增韧研究进展
2.1 相变增韧
氧化锆陶瓷材料具有强度高,化学性能稳定的特点,是早期使用较为广泛的生物陶瓷材料。氧化锆在不同的温度下具有立方相(c-Zr O2)、四方相(t-Zr O2)和单斜相(m-Zr O2)等三种晶体结构,这三种晶相在下列条件可以相互转换 :
上式中,亚稳定的t-Zr O2在950℃的温度下发生转换成m-Zr O2过程中,在相变过程中产生大约0.16的剪切应变和7%的体积膨胀从而对裂纹产生压应力,阻止裂纹的在HA基体涂层当中继续扩展,以达到增韧的目的。
在等离子喷涂制备的HA涂层过程中,在原始HA粉末当中加入一定量的Zr O2,制备得到的HA-Zr O2涂层,其力学性能有明显的提升,特别是硬度,结合强度和耐磨性。
吴永智等[17]制备了90HA-10Zr O2和70HA-30Zr O2(按质量分数计)两种成分的复合涂层和纯的HA涂层。结果表明 :采用等离子喷涂制备的两种复合涂层的结合强度都要比纯HA涂层高,三种HA涂层熔化效果都比较好。
Lei Fu[18]等研究用 等离子喷 涂方法制 备HA-30%Zr O2和HA涂层,HA-30%Zr O2涂层相对于HA涂层,其显微硬度、断裂韧性,结合强度和耐磨性有了明显的提高。Wang等[19]用同样的方法制备,HA-20%Zr O2,HA-30%Zr O2,HA-40%Zr O2和HA涂层。采用销 - 盘磨损试验机测试上述涂层的摩擦磨损性能,实验表明,在相同条件下,Zr O2含量越高,摩擦系数越大,但是磨损率越低,涂层表现出更好的耐磨性。
Yugeswaran等[20]使用燃气 火焰喷涂 制备HA-10%Zr O2, HA-20%Zr O2,HA-30%Zr O2HA涂层。结果表明,涂层的显微硬度,结合强度和耐磨性随着氧化锆含量增大而增大,HA-30%Zr O2涂层的显微硬度为780HV,几乎是纯的HA涂层的两倍。文中指出HA-30%Zr O2涂层具有更大的结合强度和显微硬度,可以减少涂层在磨损过程中发生微观剥落和黏着磨损,从而HA-30%Zr O2涂层具有更好的抗磨性能
2.2 颗粒增韧
在HA陶瓷材料当中加入一定量的颗粒可以改善HA陶瓷涂层的性能,增强其机械强度和耐磨性。HA涂层中,常见的增韧颗粒主要有Ti和NFSS(无镍不锈钢)等金属颗粒,Si O2,Al2O3和Ti O2等非金属颗粒。
颗粒作为增强相引入到HA涂层后,主要是利用颗粒的钉扎和拔出效应来消耗裂纹在HA涂层中的扩展能量,从而起到改善涂层的机械强度。颗粒对HA陶瓷涂层的增韧机制主要有裂纹桥联增韧和裂纹偏转增韧。
在等离子喷涂HA原始粉末当中加入金属颗粒作为增强相,能够提升复合涂层的结合强度。这是由于HA涂层中添加金属颗粒,一方面涂层缓和了基体之间的热膨胀系数失陪,减小了残余应力,另一方面添加相本身也有较高的力学强度[13]。早在2000年时候,Zheng[21]等利用大气等离子喷涂技术制备了HA,HA-20%Ti和HA-60%Ti涂层,采用垂直拉伸法测量涂层的结合强度。实验结果表 :明HA-20%Ti和HA-60%Ti涂层的结合强度相似,拉伸强度达到40MPa,远大于HA涂层的结合强度。M.Younesi等[22]研究了HA-30%NFSS,HA-40%NFSS,HA-50%NFSS和HA-60%NFSS涂层结合强度,与纯的HA涂层相比,加入NFSS金属颗粒的复合涂层具有具有更低的孔隙率和更高的结合强度。
Mork等[23]在用燃气 火焰喷涂 制备HA,HA-10%Si O2和HA-20%Si O2涂层,采用SUGA磨损试验机考察涂层的在干摩擦条件的摩擦磨损性能。结果表明 :HA-10%Si O2和HA-20%Si O2涂层具有更好的耐磨性能。在相同的实验条件下,HA-20%Si O2的磨损量约为HA涂层的1/2。
2.3 碳纳米管增韧
碳纳米管是日本NEC公司的电子显微镜专家饭岛(Iijima) 在1991年发现[24],其结构是由碳原子形成的石墨烯片卷成的无缝、中空管体。碳纳米管具有相当高的强度和韧性,其密度是不锈钢的1/6 ~ 1/7,而强度是其100倍,还具有优秀的电学、磁学、吸波等特性,是一种公认的超强的增强材料[25]。碳纳米管作为增强相添加到羟基磷灰石当中,相当于在基体HA涂层起到“加强筋”的作用,通过吸收断裂功,改变断裂行为,提高断裂过程的势垒等方式来改变复合HA涂层的断裂韧性和耐磨性。
Balani等[26]于2007年,最先使用等离子方法制备出含碳纳米管为4wt% 的CNT-HA复合涂层。实验表明 : 4wt% CNT-HA涂层的断裂韧性达到了0.61MPa·m1/2,相对于纯的HA涂层断裂韧性的0.39MPa·m1/2,其断裂韧性提高了56%。Balani[27]采用销 - 盘磨损试验机测试4wt% CNT-HA涂层和HA涂层在模拟体液环境下与Zr O2陶瓷组成的配副时的摩擦磨损性能,实验表明,经过100min的磨损,CNT-HA涂层磨损量仅为0.002g,而HA涂层的磨损量则达到了0.005g。
Tercero等[28]使用制备80HA-18.4Al2O3-1.6CNT,80HA-20Al2O3和HA涂层(wt%)。涂层的 断裂韧性分 别为2.9MPa·m1/2,1.8MPa·m1/2和0.7MPa·m1/2。添加了碳纳米管的复合涂层,其断裂韧性几乎是纯的HA涂层的4倍。
3 复合涂层磨损机制
热喷涂涂层的磨损机制有 :微动磨损、疲劳磨损、磨粒磨损、犁沟磨损等[11]。Lei Fu[18]等考察了涂层的磨损表面形貌。结果表明 :涂层磨损以疲劳为主导致涂层剥落和断裂。Yugeswaran等[20]研究了HA-Zr O2陶瓷涂层的磨损机制为微观剥落和黏着磨损。Mork等[23]研究了HA-Si O2涂层的磨损机制,复合涂层当中的Si O2颗粒在磨损过程中被压碎,最后在涂层表面形成薄膜,可减小摩擦副之间的摩擦系数,复合涂层的磨损机制以黏着磨损和磨粒为主。M.Younesi等[22]研究了HA-NFSS复合涂层的磨损机制以犁沟磨损磨损为主。Balani[27]CNT-HA涂层在模拟体液环境下磨损机制以微断裂和轻微的磨粒磨损,主要原因是经过碳纳米管增韧之后,可以抑制复合涂层在摩擦副对磨过程中微裂纹在基体HA涂层产生和扩展,从而减少磨粒磨损。同时碳纳米管具有类似石墨的自润滑功能,可减少摩擦副之间的摩擦系数,从而减少磨损量。影响涂层摩擦磨损性能主要由以下几个因素 :(1)涂层的孔隙率过大,导致涂层在磨损过程中产生裂纹从而导致磨损量增大。(2)涂层的残余应力导致涂层结合强度较低,容易产生剥落磨损。(3)涂层材料及涂层的硬度不高,容易产生黏着磨损,在磨损中快速磨损失效[29]。
4 存在的问题
氧化锆热膨胀系数与HA相近,化学性能你稳定且具有较强的机械强度。然而,氧化锆作为一种生物惰性陶瓷材料,其植入人体内不能与骨组织形成化学键。生物活性是HA植入人体后,在体液作用下与人体的骨组织形成化学键结合,参与新组织的形成[30]。因而,生物活性是衡量涂层质量的重要标准,良好的生物活性关系到涂层与骨组织之间的反应和整合速率。因此,需要进一步细化研究氧化锆的添加量对复合涂层生物活性的影响,以实现涂层在在良好的机械性能和生物活性两者之间的平衡。
虽然大量的研究[12,13,14]表明颗粒增韧HA涂层的效果十分显著,但在增强相材料属性匹配方面还存在着难以解决的问题。例如金属相颗粒,钛金属颗粒和不锈钢金属颗粒,在热膨胀系数和HA存在较大差异,在等离子喷涂过程中,容易使涂层出现孔洞,导致涂层孔隙率增大,影响涂层质量[12,13]。
碳纳米管的实际增韧效果与理论值还存在巨大的差距[18],主要是由于碳纳米管具有较大的长径比,碳纳米管之间存在着比较强的范德华力,极其容易发生团聚现象,难以均匀分散到羟基磷灰石粉末当导致其增韧效果远未达到理论值[25]。当前分散碳纳米管的方法主要有研磨与搅拌,高能球磨、超声波处理、强酸强碱洗涤等方法。研磨和高能球磨等物理方法容易破坏碳纳米管自身结构且分散程度较差低,强碱洗涤洗涤工艺流程繁琐。由于各种方法自身的局限性,碳纳管至今尚无简单的办法完全分散碳纳米管,制备出完全均匀分散的碳纳米管仍然是一个难题[31]。
5 结语
羟基磷灰石涂层 篇4
1 材料与方法
1.1 主要实验材料及试剂
长10 mm、直径3 mm的FHA涂层钛合金(Ti6A14V)正畸微种植体及钛合金正畸微种植体(哈尔滨工业大学材料科学与工程学院制作);水合氯醛(长春农牧大学兽医研究所);肿瘤坏死因子-α(tumo necrosis factor-α，TNF-α)试剂盒(Immunotech公司，法国);硬组织切片机(Leica公司，德国);光学显微镜(Nikon公司，日本)。
1.2 实验方法
选取33只新西兰白兔(来自佳木斯大学动物实验中心)，体重1.5～2.0 kg。进行自体对照实验，每只白兔双侧下颌前磨牙区颊侧一侧种植FHA涂层钛合金微种植体，另一侧种植钛合金微种植体。按随机原则分为2组:第1组21只采用电镜观察骨结合情况，第2组12只采用ELISA法检测TNF-α含量。为减少误差，动物模型制备由同一术者操作。10%水合氯醛(5 ml/kg)行腹腔麻醉显效后，四肢固定，消毒铺巾;1%碘酊消毒术区，0.2%利多卡因(含肾上腺素1∶50 000)行术区局部浸润麻醉;锐利探针暴露颊侧骨质，低速引导钻(钻速800 r/min)钻开皮质骨，就位器就位;术后3 d肌注青霉素(400 000 U/d)，半流质喂养。第一组于术后4、8、12周各处死7只，电镜观察骨结合状态;第2组植入4周时于种植体颈部行丝线结扎以诱发周围炎，诱发2周待炎症形成后拆除丝线。于诱发周围炎形成的1、2周及诱因去除后1、2、3、4、6、8周分别收集颊、舌、近、远中向4个位点种植体周围龈沟液(PISF)，采用ELISA法检测龈沟液中TNF-α含量。
1.3 统计学分析
利用SPSS 17.0软件进行统计学分析，实验数据均以表示，样本均数比较采用单向方差分析。P<0.05表明差异有统计学意义。
2 结果
2.1 电镜观察结果
图1显示FHA涂层钛合金及钛合金正畸微种植体不同时期的骨结合状况。术后4周(图1A、B)，可见2组微种植体周围均可见大量新生编织骨，但FHA涂层钛合金组微种植体周围骨密度增高相比于钛合金组更加明显。术后8周(图1C、D)，可见2组实验兔牙槽骨的成骨能力进一步增加，此时基质内有大量骨胶原纤维构成网状结构，在骨-微种植体界面上，可见矿化的骨基质与种植体紧密接触，种植体周围骨组织呈放射状或平行排列的板层骨。但FHA涂层钛合金组可见新生骨组织更多，板层骨形成，骨小梁较为致密、粗大，连续性较好，并且已出现部分哈弗管。术后12周(图1E、F)，可见2组均基本形成了骨性结合，但FHA涂层钛合金组新骨更加致密，板层骨和哈弗管已经较普遍，骨髓腔变小。而在钛合金组尽管新骨也已经成熟，但骨髓腔较大，骨小梁较稀疏，不够致密。说明钛合金组相比于FHA涂层钛合金组骨成熟度较低。
2.2 ELISA检测结果
表1显示不同种植时期2组微种植体周围龈沟液中TNF-α含量。种植体植入1周时，尽管2组TNF-α含量均较小，钛合金组为(7.65±0.84)ng/ml，而FHA涂层钛合金组为(5.32±0.59)ng/ml,FHA涂层钛合金组仍小于钛合金组(P<0.05);到植入4周时，2组的TNF-α含量差异不具有统计学意义(P>0.05)。诱发种植体周围炎1、2周后，2组龈沟液中的TNF-α含量均显著升高，但钛合金组远远高于FHA涂层钛合金组，差异具有统计学意义(P<0.05);表3显示去除诱因后不同时期FHA涂层钛合金组和钛合金组微种植体周围龈沟液中TNF-α含量。可知2组TNF-α含量均呈逐渐下降的趋势，而FHA涂层钛合金组下降的趋势更快，在3周时已经下降至(2.23±0.34)ng/ml，而此时钛合金组的TNF-α含量为(11.55±1.38)ng/ml，两者相差较大，差异具有显著的统计学意义(P<0.01)。但是到8周时，钛合金组TNF-α含量已经接近FHA涂层钛合金组(P>0.05)。
3 讨论
本实验4、8、12周的电镜观察结果显示:FHA涂层钛合金组的骨结合速度和骨小梁的致密程度都要好于普通钛合金组。研究表明:羟基磷灰石(HA)具有与人骨组织相似的成分和结构，可激发成骨细胞的活性，有较高的生物相容性。近年来逐渐应用于口腔种植体的涂层制作中，被认为是一种最具潜力的种植体材料。正畸支抗的使用时间从几个月到两3年不等，在正畸加力过程中，需要微种植体在短期内即能发挥出良好的稳定性，同时在使用期间一旦发生微种植体周围炎，则该支抗就不能发挥作用[8]。有研究表明采用氟元素部分取代羟基，从而形成的含氟羟基磷灰石(FHA)既有刺激成骨细胞生长，促进骨结合的生物活性，还降低了HA降解度。而氟元素本身即为人体内必需的微量元素，对人体骨骼生长发育和维持其生理功能发挥了重要作用。同时氟化物具有良好的抗菌性能，本实验中ELISA法检测龈沟液中TNF-α含量结果也显示:FHA涂层氟元素的缓慢释放既可抑制种植体周围炎致病菌的生长，减轻炎症反应，又不会对人体产生危害。有研究表明:TNF-α是机体炎症反应的启动及中心性因子[9]。但TNF-α有双重作用:长时间高含量的TNF-α会抑制成骨细胞增生和分化，抑制其成骨作用，并增加破骨细胞的活跃程度;短时间低含量的TNF-α对成骨细胞的增殖和分化有增强作用[10]。
本实验中，植入1周时，2组均能检测到中等水平的TNF-α，但FHA涂层钛合金组的TNF-α含量低于钛合金组;而植入4周时，2组TNF-α含量均大幅降低，基本达到正常水平。而FHA涂层组下降趋势稍快。说明TNF-α含量在FHA涂层组的高水平的持续时间短于钛合金组。推测其组织相容性相对较高，骨结合速度更快。诱发种植体周围炎时，2组的TNF-α含量均在短时间内即急速升高。但诱因去除后，FHA涂层钛合金组TNF-α下降趋势更快，在短时间内即迅速下降到一个较低的水平，因此我们推测FHA的确对种植体周围炎的发生发展起到了抑制作用，加速了炎症的消散和微种植体周骨结合的重建。
FHA涂层钛合金与钛合金正畸微种植体相比，植入后，成骨细胞更活跃，短期内骨结合更好，而炎症发生时，TNF-α含量升高缓慢，降低迅速，炎症持续时间短，骨重建及软组织的愈合也快。从本实验的结果来看，可以考虑在正畸微种植体表面制作FHA涂层，以加快微种植体与牙槽骨组织的骨结合速度，预防或减轻正畸过程中微种植体周围炎的发生。
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羟基磷灰石涂层 篇5
1 材料和方法
1.1 主要材料
纳米羟磷灰石, 纳米羟磷灰石/聚酰胺66:购自四川国纳科技有限公司。纳米羟基磷灰石甲硝唑粉末, 按纳米羟基磷灰石:甲硝唑为100∶5 的比例称取。纳米羟基磷灰石/聚酰胺66甲硝唑粉末, 按纳米羟基磷灰石/聚酰胺66:甲硝唑为100∶5 的比例称取, 实验犬购自哈医大动物实验中心。
1.2 实验动物
杂种犬4只, 犬龄12～20个月, 体重15～18kg, 无牙体与牙周疾患, 恒牙完全萌出, 牙齿完好无缺损, 随机分两组, 每组2只杂种犬共84颗牙齿随机选取75颗牙齿用作实验牙。将75颗实验牙随机分为实验1组 (nHAM) 实验2组 (nHAPM) 和对照组 (CH) , 各组25颗牙。
1.3 实验步骤
(1) 实验狗用速眠新0.1mL/kg肌注麻醉麻醉实验动物后, 用酒精和碘伏消毒手术野, 用3%过氧化氢液清洗口腔。实验牙用棉球隔湿, 消毒高速手机喷水冷却下在实验牙的颊面或唇面距釉牙骨质界1mm处的釉质部位小心预备V 类洞, 窝洞四周均应有牙釉质, 范围不要超过近远中牙面, 洞型直径约为2mm, 洞深度达洞底某处近髓透红为止, 再用无菌锐利探针在透红处小心造成探针尖头大小的点状穿髓孔, 直径约0.5～1mm, 用无菌生理盐水冲洗, 消毒棉球止血, 干燥窝洞。分别用nHAM, nHAPM和CH盖髓, 玻璃离子充填。术中操作均在吸唾隔湿下进行, 以减少术区污染, 且所有备洞盖髓操作由一人完成以减少人为操作误差。 (2) 术后观察动物进食及日常活动无异常表现, 分别于术后7d、70d过量麻醉剂处死动物, 取出上下颌骨, 拔出实验牙。观察到牙齿有轻度磨耗, 大部分充填物未脱落, 无牙齿变色, 立即置于10%中性福尔马林液中固定。
1.4 组织学观察
10%中性福尔马林固定一周, 甲酸-甲醛脱钙、梯度酒精脱水, 常规石蜡包埋, 通过牙齿唇 (颊) 舌面沿牙长轴过露髓孔自冠部至根尖部连续切片, 切片厚度为5～10μm, 间隔取片, HE 染色, 光学显微镜下观察。评估炎症反应情况。
1.5 组织学评定标准
分级参照Josimeri Hebling标准[5], 0:无或少量炎症细胞在露髓处或为正常组织; 1:轻微炎症细胞浸润;2 :中等量的炎症细胞浸润;3:冠髓中有大量的炎症细胞浸润或有脓肿出现。
1.6 统计学处理
统计学分析采用卡方检验和秩和检验。
2 结果
盖髓后7d组和70d组牙髓炎症反应见表1、2。3种材料盖髓后7d时, 穿髓孔处和整个髓腔内均看到不同程度的炎症细胞浸润 (见表1) 。3种材料盖髓后70d时, 穿髓孔处和整个髓腔内炎症浸润较7d时有所下降 (见表2) 。
(i2=13.136, P<0.05) 可以认为三组间差异有统计学意义, 经组间比较两种材料与氢氧化钙比较, (i2=8.537, P<0.05, i2=12.667, P<0.05) 差异有统计学意义。可认为两种材料盖髓7d时产生的炎症反应明显小于氢氧化钙。实验组间两种材料相比 (i2=1.129, P>0.05) 两种材料盖髓7d时产生的炎症反应无显著性差异。
(i2=7.283, P<0.05) 三者之间差异有统计学意义, nHAM66与CH比较 (i2=4.353, P<0.05) , nHAPAM盖髓70d时产生的炎症反应明显小于CH, 差异有统计学意义, nHAM与CH比较 (i2=0.258, P>0.05) , nHAM与CH比较盖髓70d时产生的炎症反应无显著性差异。nHAPM与nHA比较 (i2=6.501, P<0.05) 两种材料之间有差异nHAPM盖髓70d时产生的炎症反应明显小于nHAM。
3 讨论
由于羟磷灰石本身没有抑菌/抗菌性, 而甲硝唑Metronidazole于1978年被WHO确定为抗厌氧感染的首选药物, 而龋坏性牙本质或牙菌斑中的优势菌属是厌氧菌[6]。所以本实验在羟基磷灰石中加人甲硝唑成份以增强疗效。传统观点认为羟磷灰石与蒸馏水或生理盐水调合后应用。后来改为用甲硝唑注射液代替蒸馏水或生理盐水调合。考虑到实验中的渗血与盖髓材料相混合成湿沙状可减少髓腔压力, 所以本实验用纳米羟磷灰石甲硝唑粉末直接盖髓。两种材料盖髓7d时产生的炎症反应明显小于氢氧化钙, 可能实验组盖髓剂的抗感染性能在早期高于氢氧化钙, 其抗菌性要优于氢氧化钙。而实验组间两种材料相比, 两种材料盖髓7d时产生的炎症反应无显著性差异。3种材料盖髓后70d时, 穿髓孔处和整个髓腔内炎症浸润较7天时有所下降, 对照组下降幅度最大, 可见随着时间的延长, 修复性牙本质的形成弥补了氢氧化钙制剂的缺陷, 增加了抗微渗漏的屏障, 因此70d时对照组术后炎症细胞浸润与实验1组无差异。纳米羟磷灰石/聚酰胺66其组成成分聚酰胺为使用较广的医用惰性有机材料, PA66的降解产物己二胺和己二酸在体内还可起到抗菌的作用。苏勤等[7]证实nHA-PA66在体外对穿髓孔有较好的机械封闭能力, 其作为盖髓剂较硬质氢氧化钙Dycal与牙髓界面的微渗漏更小。以致盖髓后70d实验2组盖髓70d时产生的炎症反应明显小于对照组。黄华等[8]对HAP复合盖髓剂的体外抑菌实验, 发现复合制剂抗菌性能明显优于HAP和氢氧化钙。甲硝唑加入nHA-PA66中既保持了纳米羟磷灰石复合材料的生物相容性和生物活性, 又利用了甲硝唑强抗菌作用, 从而使nHA-PA66更好地满足盖髓剂抗菌性能的要求, nHA-PA66作为盖髓剂其炎症细胞反应小于氢氧化钙和纳米羟基磷灰石, 是一种比纳米羟基磷灰石具有更好的发展前景的新型纳米仿生盖髓材料。
参考文献
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碳羟基磷灰石的吸附性能研究 篇6
1 CHAP的类型及与HAP相比的优越性
1.1 CHAP的类型
CHAP是在HAP的基础上获得的。CO32-的取代可发生在HAP中2个不同位置(OH-、PO43-) 上。由于CO32-取代的位置不同,CHAP可分为A型、B型、AB混合型3种类型。不同方法制备的CHAP在HAP中的CO32-替换晶体化学类型不同,如均相沉淀法制备的CHAP属B型替换,固相离子交换法制备的CHAP属A型替换,溶胶-凝胶法制备的CHAP属AB混合型替换[3]。
CO32-对OH-进行的取代(即通道位置取代)称为A型取代,过程为[4,5,6]:
undefined
undefined
式中:1个CO32-取代2个OH-,保持了电荷平衡。CO32-取代OH-可能有2种取代方法:一是取代2个相邻的OH-;二是二羟基取代,即每2个相邻的通道之间,每个通道1个OH-。
CO32-对PO43-进行的取代,即四面体位置取代,称为B型取代。B型取代有2种形式[4,5,6]:一种是由碳酸根旁边的额外羟基补偿电荷,1个COundefined和1个OH-一起在同一个位置取代1个磷酸基团。
undefined
另一种是作为CO32-来源的反应剂所引入的Na+、NH4+或K+辅助取代了Ca2+,即发生共取代,以保持电荷平衡。
undefined
undefined
A、B型取代同时发生称为AB混合型取代。取代过程中也是通过Na+、NH4+或K+辅助发生共取代来保持电荷平衡。总过程为[4,5,6]:
undefined
undefined
由上述方程可知,CHAP的CO32-含量可变,可以调整碳含量,提高Ca/P比。
1.2 CHAP与HAP相比的优越性
CHAP具有与HAP相同的特殊晶体化学特点,对重金属离子有优良的表面特性和离子吸附与交换性能,能对重金属离子产生多种吸附作用,达到较高的治理重金属废水的目的[7,8]。
CHAP结构中有大量孔隙,这些孔道为吸附重金属离子提供了良好场所。另外由于CO32-的融入,使得合成的CHAP结晶度下降,分散性好,颗粒更加细微,这些变化更有利于对重金属离子的吸附。刘明星等[8]的研究表明,CHAP具有大量微孔,衍射峰的峰形有明显的宽化现象,这些显示了CO32-的掺入对CHAP结构的影响。
由此可见,与HAP相比,CHAP结构发生明显畸变,结晶度下降,孔隙发育,颗粒均匀且分散性好,比表面积和有效表面活性增大,对重金属的吸附能力更强,能更好地固化水溶性重金属离子。
2 CHAP对重金属离子的吸附性能研究
2.1 CHAP对单个重金属离子的吸附
碳羟基磷灰石作为吸附剂,具有较强的吸附性能,可用于处理废水中重金属离子,是环境保护中的一种新型环境功能材料。近年来CHAP在废水中重金属离子的处理方面已有不少研究。CHAP对重金属离子的吸附性能研究已有的主要是对Cd2+、Cu2+、Zn2+、Mn2+、U、Pb2+、Ni2+、Cr6+等重金属离子的吸附。
郑伟等[9]研究了CHAP吸附处理废水中Cd2+,对Cd2+的去除率可高达96%。唐文清等[10]研究了CHAP去除水中的Cu2+,对Cu2+的去除率可达99.30%。罗道成等[11]在静态条件下,对CHAP吸附Zn2+进行了研究,对Zn2+的去除率可达 98%以上。唐文清等研究了CHAP对废水中Mn2+的吸附作用,对Mn2+的去除率可达97.9%[12];用CHAP作为铀的吸附剂进行吸附实验,对铀去除率高达98.18%[13];并把CHAP用作去除废水中Pb2+的吸附剂,0.6g/L的CHAP对750mg/L的Pb2+的去除率可达99.9%[14]。郑少平[15]研究了CHAP对Ni2+的吸附性能,吸附量达到35.48 mg/g。唐文清等[16]利用CHAP对含铬(Ⅵ)废水进行吸附研究,铬(Ⅵ)离子的吸附率达到98.3%以上。
综上所述,CHAP对重金属离子有很好的吸附能力,去除率高,在常温下即可有很好的吸附效果,很适合于吸附去除重金属离子。
在研究CHAP对重金属离子的吸附性能过程中,主要分析了重金属离子初始浓度、CHAP的用量、pH值、温度、作用时间等几个影响因素。CHAP对各重金属离子的吸附情况总体是相同的,只是影响因素的具体值有差别,这些具体值与各重金属离子在不同条件下的性质有关。
CHAP对各重金属离子吸附性能是通过一定条件下的去除率来体现的,各种影响因素对吸附影响强弱也是通过去除率变化来体现的。在考虑影响因素的具体影响时,都是改变其中一个影响因素,其他条件不变的情况下,测试对重金属离子的去除率。唐文清等[17]研究了CHAP对废水中Cd2+的吸附,通过对Cd2+初始浓度、CHAP的用量、pH值、温度、作用时间几个主要影响因素对Cd2+去除率的影响分析,认为影响最显著的是pH值,其对去除率影响最大,温度对去除率影响最小。
综合分析可知,CHAP对重金属离子吸附性能影响强弱的顺序是:pH值>CHAP的用量>重金属离子初始浓度>作用时间>温度。
2.2 CHAP对多种重金属离子的吸附
废水中的重金属离子常常不止1种,一般都是多种重金属离子共存。在用CHAP吸附处理这些重金属离子时,就要考虑CHAP对各种重金属离子的吸附影响因素的具体影响,选择较适宜的吸附条件。同时需要考虑多种重金属离子与单一重金属离子相比,在吸附过程中是相互促进,相互抑制,还是相互之间没有作用,这就需要在相同条件下让两者做对比。郑伟[18]对4种重金属离子共存的溶液用CHAP吸附处理进行了研究,发现重金属离子共存的溶液在进行吸附处理时,各种离子是相互抑制、相互竞争的,由其竞争力决定其去除率。
2.3 不同碳含量(CO32-含量)的CHAP对重金属离子的吸附
CHAP晶体结构中的CO32-含量可以通过红外光谱法、粉晶X射线衍射峰对法、电子探针-化学式计算法等来确定[19,20,21,22]。
CO32-含量对CHAP的晶粒尺寸、粉体组成、形貌、化学性质等都有影响。朱庆霞等[23]研究了CO32-含量对CHAP形貌的影响分析(图1、图2,其中,HA-羟基磷灰石,CHA1-CO32-的质量分数为8.5%,CHA2-CO32-的质量分数为4.5%),结果表明,随着CO32-含量的增加,CHAP结晶度降低,晶粒尺寸减小。另外,CO32-含量还对CHAP的致密度、分解温度等有影响。综合分析可知,随着CO32-含量的增加,CHAP的晶粒尺寸和长径比减小,晶格畸变,结晶度降低,比表面积和表面活性增大,具有良好的生物相容性和对重金属的吸附性能。
不同CO32-含量的CHAP由于晶体结构不同,对重金属离子的吸附性能也不同。唐文清等[24]对不同Ca/P比碳羟基磷灰石对Cu2+的吸附性能进行了研究,结果显示,改变尿素用量可以改变CHAP的Ca/P比,改变比表面积;随Ca/P比的增大,CHAP对Cu2+吸附的固相-水相分配系数增大,有利于增大吸附量。Ca/P比越大的CHAP,吸附能力越强。
由上可知,HAP中由于CO32-的融入,形成的CHAP粒径等的变化使其对重金属具有良好的吸附性能。CO32-含量越高,CHAP对重金属离子的吸附性能越好。
3 CHAP对重金属离子的吸附机理探讨
3.1 吸附类型
在重金属离子的处理中,主要利用CHAP表面对重金属离子的吸附作用,通过CHAP多孔性和特殊的表面化学特性,使废水中的1种或多种物质被吸附在表面而去除。
CHAP吸附重金属过程的机理直接影响对重金属离子的吸附程度[17,25]。酸性条件,CHAP的溶解度增大,对其吸附不利,去除率低;随着pH值的增加,去除率也增加。说明CHAP对重金属离子的吸附主要是通过表面络合和离子交换吸附,化学沉淀为次。随温度升高,CHAP对Cd2+的去除率先升后降,说明在温度不高时存在物理吸附、表面络合和离子交换吸附等,去除率增加;温度升高,物理吸附发生解附,去除率下降。由此可见,CHAP对重金属离子的吸附过程中存在物理吸附、离子交换吸附、表面络合和化学沉淀。
3.2 吸附等温式
常用吸附等温曲线方程为Langmuir和Freundlich方程。
Langmuir吸附等温式为:
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式中:qe为平衡吸附容量(mg/g);qm为饱和吸附容量(mg/g);Ce为平衡质量浓度(mg/L);Ka为Langmuir吸附系数。
Freundlich吸附等温式为:
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式中:Kf为Freundlich吸附系数;1/n为常数。
CHAP对重金属离子Cd2+、Cu2+、Zn2+、Mn2+、U、Pb2+、Ni2+、Cr6+等的吸附等温线基本符合Langmuir和Freundlich方程[9,10,11,12,13,14,15,16],以Cr6+为例。
唐文清等[26]研究了CHAP吸附废水中六价铬(表1),CHAP对Cr6+的吸附行为基本符合Langmuir吸附等温式和Freundlich吸附等温式。
由上述吸附等温式可以看出,等温方程的拟合度很高,CHAP对重金属离子的吸附基本符合Langmuir和Freundlich方程。
4 结语
羟基磷灰石微载体的应用及制备 篇7
羟基磷灰石(Hydroxyapatite,HA)在结构和成分上非常类似于人与动物硬组织中的无机成分,无毒、耐腐蚀,且具有良好的生物相容性,在组织工程中扮演了重要角色[1]。为了给体外骨组织细胞提供一种模拟骨基质的培养环境,更好地反映体内骨组织的真实生存环境[2,3],制备能满足更高要求的HA微载体及其应用已成为大家研究的热点。
1 HA微载体的制备方法
自Wan Wezel用DEAE-SephadexA50研制的第一种微载体问世以来,目前国际市场上出售的微载体商品的类型已经达十几种,包括液体微载体、聚苯乙烯微载体、藻酸盐凝胶微载体[4]以及磁性微载体等。常用的商品化微载体有3种:Cytodex1、2、3,Cytopore和Cytokine。国内外很多文献讲述了关于HA的制备与表征,但是大部分是针对HA颗粒以及纳米级HA粉体的研究[5,6,7]。目前,微球形HA相对于无规则颗粒HA而言,因其优良的性能和广阔的应用前景而引起了研究者的关注和研究[8,9,10,11]。其常用的制备方法有:微乳液形核法、模板-自组装法、高温熔融法、喷雾干燥法。
1.1 微乳液形核法
微乳液形核法[12,13]是制备羟基磷灰石微载体的一种简单易行的方法,它是在表面活性剂的作用下将两种互不相溶的溶剂形成均匀的乳液,从乳液中析出固相从而制备出一定粒径的粉体。目前,国内外很多研究者用此方法制备了各种不同材料的多孔或空心微球。Hae Hyoung Lee等[14]利用油包水的方法制备了HA-高分子材料微载体,在1200 ℃高温下烧掉高分子材料后得到多孔的HA微载体,并利用制成的HA微载体作为硬组织替代物,使用效果良好。Fei Gao等[15]利用双乳液法制备了厚度可控且空心的微载体。Seok-Jung Hong等[16]利用水包油的方法制备了粒径大于50 μm的多孔微载体。此方法具有制备装置简单实用、球形粒径可控、应用领域广等特点;与此同时,也伴随着制作步骤繁琐、产量较低、微球性能单一、难于工业化生产等缺点。
1.2 模板-自组装法
模板-自组装法[17]是制备空心微载体常用的方法之一。如图1(根据参考文献[17]修改)所示,首先选择合适的前驱体材料作为模板,通过一定方法在模板材料表面包裹一层需制备材料,最后将模板前驱体材料去除,便获得空心或多孔的微球材料。该方法较易控制核心的大小、成分、结构等。但是在引入前驱体作为核心材料的过程中会浪费资源,且在去除核心的过程中可能会对所得材料的性能有负面影响。
1.3 高温熔融法
高温熔融法中所用的干燥介质的温度能熔化不规则的原始颗粒。利用此种方法制备微载体的过程中,熔融的颗粒由于冷空气等的作用在到达接受介质之前的飞行阶段,材料本身或结构会发生一些物理、化学变化,从而影响微球的形貌和结构。Dyshlovenko等[18,19]利用等离子作为干燥介质,制备出了空心结构的HA微球。该方法技术参数简单可控,所得微球结构致密、流动性较好、大小易控、产量较大,具有较好的应用前景,但是制备环境比较恶劣。
1.4 喷雾干燥法
喷雾干燥法[20]是工业生产中制备微载体应用最广泛的方法。制备过程如图2所示。一般步骤为:将溶液或悬浮液通过喷雾装置雾化成液滴,在一定的温度和压力下,当液滴表面的温度达到干燥温度时,表面溶剂迅速蒸发;当液滴表面的溶剂含量低于某一特定数值时,溶质开始发生沉淀;当溶剂蒸发的速度超过了溶质向液滴内部扩散的速度时,溶质在液滴表面沉淀形成球壳,进而颗粒内部的压力变大。若颗粒表面多孔,则压力释放形成空心球结构。Roy P等[21]通过控制前驱体溶液的浓度,还能得到实心球形、圆环状以及针状等特定形状的HA颗粒。喷雾干燥法制备微载体的过程具有连续可控、操作简单易行、反应无污染、可用于批量工业化生产等优点。其中喷雾干燥法又包括离心喷雾干燥法和火焰喷雾干燥法。
这几种制备HA微载体的方法各有优缺点,表1对其作了比较。
2 HA微载体的应用
HA微载体具有优良的化学稳定性,能与骨组织形成较好的结合,被广泛应用于药物缓释载体材料、分离纯化介质以及细胞培养载体等领域。
2.1 药物缓释载体
由于HA微载体具有一定的吸附能力,其作为药物载体材料表现出了广阔的应用前景。Y.Boonsongrit等[22,23]针对药物持续释放时间较短的问题,利用聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)对HA微载体进行包裹,使药物释放量变为216 h仅释放68%。Glmicher[24]利用HA晶体作为载体材料将抗癌药物载入体内,并研究其载药与释放曲线,发现其能够抑制恶性肿瘤的发展。Franois Y等[25]发明了一种植入体内的可用于药物输送的HA微载体,并发现该载有抗癌药物的微载体能充分抑制癌症的发展。
石海涛[26]利用乳化-溶剂挥发法[27]制得了吸附有胰岛素微球(IAMS)的Eudragit’L-100包衣微球(IAMSCE),以胰岛素为模型研究其载药释药性能,研究表明HA微载体具有良好的释药作用,发现在制备HA载药微球时控制吸附温度为30 ℃,吸附时间为30 min,胰岛素溶液质量浓度为2 mg/mL,pH值为6.2～6.5时可获得较理想的药物负载量(3.2%)和包封率(92%)。当羟基磷灰石微载体用作药物载体时其较小的颗粒尺寸、较高的内部孔隙率和中空结构有利于增大材料的比表面积,从而获得较高的药物负载量。药物负载量是微球所含药物量与微球的总量的百分比,Sivakumar M等[28]先后报道了HA微载体以及HA微载体复合材料作为药物载体的相关文章。Mansouri等[29]利用粒径在50～100 nm的羟基磷灰石微粒烧结制成粒径在2～6 μm的HA微载体,并将此微载体应用于护肤品行业。
2.2 分离纯化介质
HA微载体能够进行分离和纯化,是由于HA的晶面能够吸附酸性蛋白质和碱性蛋白质,而被吸附的酸性蛋白质可通过磷酸根离子的置换而释放,被吸附的碱性蛋白质可通过钠、钾、钙离子的置换而释放,所以其被广泛应用于高效液相色谱中分离和测定蛋白质、DNA、RNA。Tiselius及其合作者应用HA色谱柱作为蛋白质的分离纯化介质,Eis C[30]利用Bio-Rad公司生产的平均粒径约为20 μm的微载体作为基体从细胞中提纯磷酸化酶,发现回收率大于95%,纯度大于90%。由于HA晶型多数为不规则的片状结构,其脆性高、力学性能差,并且在流动相的作用下易碎,这使得HA色谱柱存在重复性差、柱效低等缺点,进而限制了羟基磷灰石在提纯领域中的应用[31]。
2.3 细胞培养载体
Ken Sugo等[32]利用粒径为200 μm左右的HA微载体培养鼠的骨髓细胞,并同时用T75板、HA涂层板作对照,结果发现细胞在HA微载体上的生长繁殖优于HA涂层以及T75板。Andrew Darling等[33]利用HA作添加剂,研发了一种粒径为200 μm左右的微载体,可用于细胞培养以及制作三维支架。Hope Andrew等[34]发明了一种微载体用于细胞治疗,并取得良好的效果。李志强等[35]用片状载体培养的Vero细胞,解决了微载体培养细胞受搅拌系统剪切力的影响而造成细胞脱落的难题。Yu Aso等[36]发明了一种可以高密度培养细胞的HA-collagen微载体。Jonathan Liu等[37]发明一种用HA作添加剂的微载体用来培养MDCK细胞,该细胞能用于病毒的生长。
3 展望
通过对HA微载体制备及应用的回顾,发现近年来研究者不断改进HA微载体的制备方法,以使其更适于工业化生产。HA微载体在药物载体、分离纯化及细胞培养等领域的应用仍较少。限制HA微载体广泛应用的主要原因是其制备方法存在以下的缺陷与不足:
(1)喷雾干燥技术的理论未能很好地应用于实践,系统能耗大、干燥设备进风温度低、材质差、进风变头设计不合理、加工精度低、排风过滤系统设计缺陷、自动化程度低。大量文献都集中报道利用热空气为干燥介质的雾化干燥法制备HA微载体,而以高温火焰为干燥介质的研究却少之又少。
(2)大量文献都集中在对HA粉体及纳米粒子的研究报道,而未见报道粒径在200 μm左右的HA微载体在药物载体及分离纯化方面的应用,未对固相磷酸钙盐在料浆中随温度和时间的具体结晶过程及其相应微观结构的表征进行充分、系统的分析。
(3)极少研究利用HA微载体与其他生物相容性材料制成复合支架。
(4)极少关注新型HA微载体的重复使用。
理想的HA微载体应有利于代谢产物的合成和分泌,促进细胞的高密度生长,有利于细胞的快速附着和扩增。HA微载体存在韧性差、强度低等力学性能方面的缺陷,因此,今后HA微载体研究的总方向是:要求HA微载体从单一性向复合材料发展,从致密性向多孔性发展,全面解决材料的强度、韧性及生物相容性等问题。为此,应继续探索复合材料综合性能及制备工艺优化的方法和途径,进一步促进HA微载体的发展及应用。