醫用鎂合金表面氟化改性的研究現狀及演進方向*

冀盛亞,常 成,常帥兵,倪艷榮,王 雷

(1.河南工學院 電纜工程學院,河南 新鄉 453003;2.河南工學院 車輛與交通工程學院,河南 新鄉 453003;3.河南工學院 電氣工程與自動化學院,河南 新鄉 453003)

0 引言

作為人體所必須的營養元素,鎂不但參與600多種酶的合成,而且可以改善人體中胰島素的穩定性,促進糖類正常代謝,降低冠心病及高血壓的患病機率[1]。憑借著良好的生物安全性(植入醫用鎂合金后的人體沒有出現明顯的過敏、炎癥和排斥反應,無生物毒性)、生物相容性(醫用鎂合金的屈服強度、彈性模量與自然骨最為接近,能有效避免“應力屏蔽效應”的發生)[2]及可貴的自降解性能[1],醫用鎂合金有望在骨植入、心血管支架等領域成為傳統惰性金屬植入材料(不可降解的鈷鉻鉬合金、鈦合金、不銹鋼材料、鎳鈦合金)的最佳替代者。作為心血管支架,可以有效改善心肌供血。作為骨植入材料不但可以有效治愈骨組織損(創)傷,減輕患者病痛,而且可以提高患者的生活品質。

近年來,隨著醫療技術的成熟及多年的市場培育,骨組織損(創)傷患者對醫用骨植入材料的心理接受度不斷提高。中商產業研究院公布的數據顯示[3],2016～2020年我國骨植入材料應用年均復合增長率為17.7%(從191億元增長至367億元)。在可預見的未來,中國對高端醫用骨植入材料的需求仍將持續增長。

然而,過高的降解速率嚴重降低了醫用鎂合金在人體中的有效服役期限(在37℃模擬體液中的有效服役期為3～6個月或降解速率≤0.5 mm/年)[4-5],短期內加速釋放的過量H2(鎂的降解析氫反應)形成的皮下氣囊不但會引發局部炎癥,也阻滯了植入體上細胞的增殖與粘附,成為制約醫用鎂合金臨床應用的瓶頸因素。

表面改性處理簡單、經濟,已成為當前調控醫用鎂合金降解速率、限制析氫數量的有效手段,不但能夠在醫用鎂合金植入人體的早期有效減緩其降解速率,從而避免了合金元素的大量溶出及堿性環境對植入體周圍細胞、組織的毒副作用,同時,也為植入部位提供了足夠的力學支撐,促進患處組織修復和功能重建。

相對于表面結構改性(離子注入法[6-8]、強流脈沖電子束(HCPEB)表面改性[9-12])、表面涂覆或沉積轉化涂層(陽極氧化涂層[13]、微弧氧化涂層[14-17]、生物陶瓷活性涂層[18-20]、可降解高分子聚合物涂層[21-23]、溶膠凝膠涂層[24])等表面改性技術,氟化物涂層制備工藝簡單、成本低廉、涂層與醫用鎂合金基體結合緊密(氫氟酸(HF)與合金表發生化學反應)、耐蝕性好(涂層結構致密),贏得國內外眾多學者的青睞和重視。

1 醫用鎂合金氟化物涂層的組織及性能特征

氟化處理是將醫用鎂合金浸沒在HF溶液中,在試樣表面生成MgF2涂層(見圖1)的一種表面改性工藝[25]。由于MgF2涂層結構致密,不但有效地阻滯了Cl-向基體的滲入,而且成為基體(α-Mg)與金屬間化合物(第二相)之間的屏障,減弱了醫用鎂合金的微電偶腐蝕效應,有效降低了合金降解速率[26-27]。氟化處理后鎂及鎂合金在不同腐蝕介質中的性能分析見表1,由表1可知,氟化處理可明顯改善鎂及鎂合金的耐蝕性能。

表1 純鎂及鎂合金氟化處理后在不同腐蝕介質中性能分析[25]

圖1 純鎂氟化處理后:(a)SEM照片; (b)EDS分析; (c)XRD分析[25]

作為人體所必須的微量元素,氟不僅存在于脾、腎等人體器官中,也存在于牙齒、骨骼等人體組織中。適量的氟不但可以改善人體內分泌系統,還有助于骨鈣的沉積,促進成骨[28-29]。YAN[30]研究發現,MgF2涂層具有良好的生物安全性(對骨髓間充質干細胞(BMMSCs)無毒性)。將氟化處理過的醫用鎂合金試樣浸沒于仿生血漿中,試樣表面會生成羥基磷灰石,讓MgF2涂層展現出優異的生物相容性。LALK M等[31]將醫用鎂合金(AX30)植入白兔股骨中,發現制備有MgF2涂層的鎂合金更易整合到骨骼中,具有更好的生物相容性。YU等[32]研究發現,MgF2涂層不但增強了鎂合金(AZ31)支架的耐蝕性,而且有利于大鼠骨髓基質細胞(rBMSCs)的附著、增殖及成骨化。毛琳等[33]研究發現鎂合金(JDBM)表面的納米(200～300nm)MgF2涂層可以將合金的腐蝕速率降低20%,納米級鱗片狀的MgF2涂層也促進了內皮細胞的粘附與增殖,有利于提高血管支架材料的組織相容性。

資料顯示[34-35],氟化處理對鎂合金降解速率的阻滯效應取決于氟化物涂層的厚度,涂層越厚,阻滯效應越明顯。表2是HF濃度及浸沒時間對鎂合金(AZ31)耐蝕性能的影響,由表2可知,制備時間的延長、制備濃度的提高均有利于提高涂層厚度(對比圖2(b)(d)～(f))及耐蝕性能。BARAJASA J D等[35]發現,鎂合金表面氟化物涂層的厚度隨制備時間的延長呈拋物線型增長,但過長的制備時間(10 vol% HF,制備時間≥72h) 會導致涂層表面出現貫穿涂層的微裂紋(如圖2(e)(f)),這些微裂紋加劇了合金的點蝕,同時,點蝕產生的腐蝕產物又導致氟化物涂層從基體上剝落。同時,BARAJASA J D等[35]認為,經HF酸處理后,鎂合金(AZ31)表面生成的涂層成分主要由O和F兩種元素組成,兩元素在整個涂層上分布均勻,涂層成分的化學式為Mg(OH)2-xFx。

表2 HF濃度及浸沒時間對鎂合金(AZ31)耐蝕性能的影響[35]

圖2 鎂合金(AZ31)試樣在不同濃度HF酸處理后的掃描電鏡圖片及EDX分析:(a)4 vol% HF, 24h; (b)4 vol% HF處理24h后的試樣縱剖面; (c)10 vol% HF, 24h; (d)10 vol% HF處理24h后的試樣縱剖面; (e)10 vol% HF處理72h后的試樣縱剖面; (f)10 vol% HF處理168h后的試樣縱剖面; (g)10 vol% HF處理168h后的試樣縱剖面; (h)10 vol% HF處理168h后的試樣縱剖EDX分析[35]

張春艷等[36]發現,在Hank’s仿生液中,氟化物涂層對醫用鎂合金耐蝕保護隨浸沒時間的延長而降低,貫穿涂層內部的微孔導致合金表面易發生點蝕。浸沒第15min,合金表面即發生小孔侵蝕;浸沒的第7d,小孔表面區域的涂層發生穿透溶解;浸沒第15d,小孔周邊發生明顯的點蝕,鎂合金腐蝕加速。

可見,單一氟化物涂層雖然能明顯延緩醫用鎂合金的降解速率,但氟化物涂層較薄的厚度、涂層微孔的不可避免決定了單一涂層有效保護時間的短暫性,而氟化物涂層成分的單一性也決定了涂層功能的單調性?；诜锿繉雍唵?、低廉、與基體結合緊密的特性,在醫用鎂合金耐蝕保護領域,氟化物涂層往往是作為基底涂層(復合涂層的預處理層),通過良好結合強度與生物活性、功能多樣化的統一,來實現醫用鎂合金保護效果的有效性[36-37]。

2 醫用鎂合金MgF2復合涂層的研究與發展

2.1 MgF2/無機復合涂層

人體結構的多層次多功能的復雜體系決定了不同臨床應用植入鎂合金表面改性需求的差異性,鎂合金血管支架側重于抗菌消炎性、抗血栓性、載藥緩釋性及促內皮化。而作為骨植入材料,在鎂合金表面構建的表面涂層則需要良好的生物相容性,生物降解性、誘導再生性。在現有表面改性材料中,鈣鹽類無機陶瓷材料(CaF2、CaP、羥基磷灰石(HA)、磷酸三鈣(EP)、酸式磷酸鈣(DCPD))與骨骼的主要無機成分(生物磷灰石(CaP))相同或性能最為接近,憑借優異的耐蝕性能、生物相容性、生物誘導性,鈣鹽類生物陶瓷成為骨植入鎂合金表面涂層的主流研究材料之一[29,38]。

2.1.1 MgF2/鈣復合涂層

張世雨等[39]將鎂合金(AZ31)浸沒于室溫下40%的HF溶液中7d,然后將氟化處理后的合金浸沒于澄清后的Ca(OH)2溶液中24h,在鎂合金表面制備了MgF2/CaF2復合涂層。Hank’s溶液中的電化學測試顯示,相對于單一MgF2涂層,復合涂層顯著提升了鎂合金的耐蝕性能。這主要是由于鎂合金與HF反應的釋H2效應造成MgF2涂層上少數微孔的不可避免(如圖3(a)),而CaF2涂層及其上的微納米片狀結構(如圖3(b))對MgF2涂層有很好的封孔效應(如圖3(c)),這有效避免了單一MgF2涂層早期發生的點蝕。Hank’s模擬體液的13d浸泡實驗發現,表層CaF2涂層雖然降解緩慢,但會發生局部脫落,故增強涂層間的結合力成為提高MgF2/CaF2復合涂層耐蝕性能的關鍵因素。

圖3 鎂合金(AZ31)經氟處理及氟-鈣處理后表面SEM照片及XRD分析:(a)40 vol% HF, 7d; (b)40 vol% HF, 7d+Ca(OH)2, 24h; (c)40 vol% HF, 7d+Ca(OH)2, 24h后合金縱剖面; (d)縱剖面XRD[39]

SU等[40]通過兩步法(HF浸沒+磷化法沉積CaP)在鎂合金(AZ60)表面制備了MgF2/CaP復合涂層,相對與單一MgF2涂層或CaP涂層,MgF2/CaP復合涂層結構更致密,表面更光潔。模擬體液中的電化學檢測顯示,MgF2/CaP復合涂層的極化電阻是單一CaP涂層的27倍。同時,基于MgF2涂層良好的生物相容性,MgF2/CaP復合涂層更有利于細胞的粘附和生長。REN等[41]在HF預處理后的鎂合金(AZ31)表面通過溶膠-凝膠浸涂法制備了MgF2/CaP復合涂層,該復合涂層組織均勻,表面光滑,與鎂基體結合緊密。模擬體液(SBF)中的電化學檢測顯示,MgF2/CaP復合涂層不但提高了合金的腐蝕電位和電荷轉移阻抗,而且顯著降低了合金的腐蝕電流密度,隨后的18d模擬體液(SBF)降解實驗進一步印證了制備有MgF2/CaP復合涂層的鎂合金具有更好的耐蝕性。

然而,無論是微納米片狀結構CaF2涂層,還是CaP涂層,其表面大量的微小縫隙和孔洞為腐蝕介質進入鎂合金基體提供了可能的通道,這嚴重削弱了復合涂層的耐蝕性能。將CaF2(CaP)涂層與其他表面致密的涂層復合,成為克服這一缺陷的有效途徑之一。當前,已有相關學者選取聚乳酸(PLA)、TiO2作為封孔材料,通過制備CaP/PLA復合涂層、CaP/TiO2復合涂層來提高CaP涂層的耐蝕性能[42]。

2.1.2 MgF2/羥基磷灰石(HA) 復合涂層

羥基磷灰石(Ca10(PO4)6(OH)2,HA)是一種易溶于酸、難溶于堿、微溶于水的具有高結晶度的磷酸鈣鹽,作為一種公認的骨植入表面改性適配材料,HA不但具有良好的生物相容性(人體骨骼的主要無機成分),而且具有良好的成骨誘導性能,這主要歸功于HA疏松多孔的晶體結構增大了與骨細胞的接觸面,便于PO43-、Ca2+離子的沉積[43],同時HA還可以通過與人體組織形成化學鍵合來促進骨細胞的粘附與生長[44]。

張春艷等[45]將HF處理后的鎂合金(AZ31)(圖4(a))浸沒在Ca(OH)2溶液中24h,生成納米針狀CaF2(圖4(b)),然后以處理后的試樣為陰極、不銹鋼為陽極進行電化學沉積,在鎂合金表面制備了MgF2/CaF2/HA復合涂層(圖4(c))。研究表明,在電化學沉積過程中,MgF2涂層并未溶解,仍作為中間層存在,CaF2/HA涂層對MgF2涂層有良好的封孔效應(圖4(c)(d))。Hank’s仿生液中的電化學實驗證實,MgF2/CaF2/HA復合涂層的阻抗值隨浸沒時間的延長而降低,在12d的浸沒實驗中,涂層未發生明顯的脫落與溶解,表現出良好的結合強度。制備有MgF2/CaF2/HA復合涂層的鎂合金的腐蝕形式以點蝕為主(Hank’s仿生液滲透至基體)。

圖4 鎂合金(AZ31)經化學及電化學沉積后表面SEM照片及XRD分析:(a)40 vol% HF, 7d; (b)40 vol% HF, 7d+Ca(OH)2, 24h; (c)40 vol% HF, 7d+Ca(OH)2, 24h+電化學沉積, 2h; (d)電化學沉積后縱剖面; (e)試樣XRD[45]

著眼于先進生物材料的仿生策略設計,SHEN S B等[46]通過微波水性法在鎂合金表面制備了雙層納米針狀陣列的氟化羥基磷灰石(FHA)涂層。體外生物學試驗表明,納米FHA涂層不但顯著提高了鎂合金的耐蝕能力,而且具有良好的成骨分化能力,這源于雙層納米陣列的針狀間隙與破骨細胞的吸收凹窩結構類似,促進了成骨細胞的分化和增殖。

BAKHSHESHI-Rad等[47]先將鎂合金(Mg-Ca-Zn)浸沒在40%HF溶液中,然后再通過電化學沉積和堿熱處理,在鎂合金表面制備了MgF2/HA復合涂層。電化學實驗顯示,相對于無涂層的鎂合金,單一MgF2涂層和MgF2/HA復合涂層均使鎂合金的腐蝕電流密度降低了接近2個數量級。為了更好地開發應用F的生物活性(生物安全性、成骨效應),簡化鎂合金表面涂層的制備工藝,BAKHSHESHI-Rad等[48]將2 mmol/L NaF添加進電解液中(0.042mol/L Ca(NO3)2,0.025mol/L NH4H2PO4,0.1mol/L NaNO3,10mol/L H2O2,通過HNO3和(CH2OH)3CNH2調控Ph=5.0),直接采用電化學沉積法在鎂合金(Mg-Ca)表面制備了氟摻雜的FHA涂層,花瓣狀的FHA涂層不但能加速鎂合金表面骨狀磷灰石層的形成,而且有效地提高了鎂合金的耐蝕性能。

MENG等[49]發現傳統恒流陰極電沉積工藝(traditional cathodic process,TED)制備的FHA涂層成分不均勻、粘度低,且疏松、多孔(見圖5(a)),這導致FHA涂層在后期降解過程中易發生剝落和崩塌(見圖5(c)),而采用脈沖反向電流工藝(pulse reverse current,PRC)在鎂合金(Mg-Ca-Zn)表面制備的FHA涂層更加致密均勻(見圖5(b)),耐蝕性更高(見圖5(d))。

圖5 鎂合金(Mg-Ca-Zn)經電化學沉積及在SBF模擬體液中腐蝕5天后SEM照片:(a)TED制備的FHA涂層; (b)PRC制備的FHA涂層; (c)TED 制備的FHA涂層腐蝕形貌; (d) PRC制備的FHA涂層腐蝕形貌[49]

研究發現,MgF2/HA復合涂層間的結合強度、表層HA形貌及致密度成為決定其耐蝕性的關鍵因素。在已開發出的多種醫用鎂合金表面制備HA涂層工藝中,電化學沉積(常電勢法、電流脈沖法、TED、PRC)由于制備過程的釋H2效應,會降低基體與涂層、涂層與涂層間的結合強度[43]。溶膠凝膠法制備的HA涂層與基體(涂層)粘附性差,且疏松多孔[43]。磁控濺射[50]作為一種物理氣象沉積技術(利用電場中的電子轟擊氬原子,帶正電的氬離子以高能狀態轟擊靶材,中性的靶原子(分子)濺射沉積在基材上),具有沉積速度高、沉積面積大、涂層密度高、均勻性好、與基體結合緊密、適配各種基材及可制備多層復雜涂層的特點,但其整個工藝流程復雜(基體的電化學預處理、磁控濺射、后期熱處理),影響因素多(預處理電壓參數的選擇、磁控濺射參數選擇(靶-基距、濺射功率、工作電壓、氬氣流量、濺射時間)、熱處理溫度(時間)選擇),限制了其使用范圍。水熱法[43](在高溫高壓的反應釜中,以水溶液為介質,在鎂合金生成各種表面涂層的工藝方法)簡單經濟、綠色環保、工藝參數便于控制、所得涂層與基體結合牢固、涂層純度高,已成為各種金屬基材料表面制備HA的重要工藝之一。而水熱法制備MgF2/HA多級復合涂層尚待深入研究。

當前,醫用鎂合金表面復合涂層的研究正朝著功能多樣化和生物活性化方向快速邁進,MgF2/CaP(HA)復合涂層在提高醫用鎂合金的耐蝕性、成骨誘導性方面展現出廣闊的應用前景。而鈣鹽類無機陶瓷材料的固有脆性(較低的抗斷裂性及拉伸性)導致其在鎂合金的釋H2反應下易發生溶脹失效[44],同時,如何提高鈣鹽類無機陶瓷材料致密度,如何提高MgF2、無機涂層間的結合強度已成為MgF2/無機復合涂層走向應用的首要問題。

2.2 MgF2/有機復合涂層

近年來,憑借工藝簡單、種類繁多、良好的生物安全性、生物相容性、廣泛的適應性,有機涂層材料(植酸(PA)、多巴胺(DA)、聚乳酸-乙醇酸共聚物(PLGA)、殼聚糖(CS)、聚乳酸(PLA)、硬脂酸(SA)、聚已內酯(PCL))在醫用鎂合金表面改性領域獲得眾多學者的青睞。這些有機涂層材料不但具有好的耐蝕性能、高的粘附強度,而且在鎂合金植入材料的多功能性方面帶來了更多的可能。

2.2.1 MgF2/聚多巴胺(PDA)復合涂層

聚多巴胺(Polydopaminc,PDA)的開發與使用始于貽貝的仿生學研究,依靠足絲分泌的含有大量左旋多巴胺(L-3,4-dihydroxyphenylalanine)的粘附蛋白,海洋生物貽貝可以牢固地粘附于各種基體的表面,受此啟發,學者們研究了與貽貝的粘附蛋白有相似結構的多巴胺(C8H12NO2,DA),發現DA在堿性條件下會發生有氧自聚反應,在所有材料表面生成粘附性極強的一薄層PDA[44,51]。PDA涂層具有獨特的高穩定性、(涂層厚度)可調控性、高親水性(有利于細胞的粘附與增殖)、二次反應功能(含有大量官能團可將各種功能性分子加載在材料表面)等特性[44,52],在表面改性、生物催化領域展現出巨大的應用潛力。

鎂合金的化學活性較高,在合金表面采用浸漬法(堿性鹽酸DA溶液為浸漬劑)制備PDA涂層時,鎂與溶劑中的水發生反應生成的H2(產生鼓泡效應)會降低PDA涂層在鎂合金的附著效應,浸漬劑中大量的Cl-會促進Mg(OH)2的溶解(鎂的水蝕產物),造成PDA涂層的龜裂[44],同時,PDA涂層抗凝血性能較差[53-54],這些都限制了單一PDA涂層在鎂合金耐蝕領域的應用。

LIU等[55]分別將鎂合金(Mg-Zn-Y-Nd)浸漬在HF、鹽酸DA溶液中,采用兩步浸漬法在鎂合金表面制備了MgF2/PDA復合涂層。圖6為鎂合金不同處理狀態水接觸角SEM照片及所有試樣在腐蝕液浸沒不同時間的SEM照片。對比圖6(a)～(c),相對于沒有涂層的鎂合金而言,制備了MgF2涂層及MgF2/PDA復合涂層的鎂合金表面不但組織更加致密均勻,而且具有更好的親水性(水接觸角從43.74°±2.8°分別減小到15.64°±0.33°和28.01°±2.98°)。電化學測試表明,單一MgF2涂層雖然與基體結合較好,但厚度較薄,對鎂合金的保護有限,而制備了MgF2/PDA復合涂層的鎂合金(Mg-Zn-Y-Nd)具有最低的腐蝕速率。體外浸漬實驗證實(如圖6(a1)～(c4)), MgF2/PDA復合涂層可明顯提高鎂合金(Mg-Zn-Y-Nd)耐蝕性能。同時,細胞培養測試實驗顯示,MgF2/PDA復合涂層有利于細胞的粘附、增殖與生長。

圖6 鎂合金不同處理狀態水接觸角、SEM照片及SEM局部放大照片: (a)無表面涂層鎂合金; (b)40 vol% HF, 48h; (c)40 vol% HF, 48h+鹽酸多巴胺溶液, 2h. 所有試樣在腐蝕液(DMEM+40 g/L BSA)浸沒不同時間的SEM照片: (a1)～(a4)鎂合金;(b1)～(b4)40 vol% HF, 48h; (c1)～(c4) 40 vol% HF, 48h+鹽酸多巴胺溶液, 2h[55]

ZHANG等[56]在經過HF預處理的鎂合金(AZ31)表面通過浸涂法制備了MgF2/PDA/SA(硬脂酸)復合涂層。研究發現,在MgF2/PDA/SA復合涂層中,作為中間層的高粘附PDA涂層為MgF2涂層與SA涂層提供了高效的錨固效應,復合涂層組織致密、均勻,復合涂層間、復合涂層與基體結合緊密。相對于沒有涂層的鎂合金,MgF2/PDA/SA復合涂層將鎂合金的耐蝕性提高了3個數量級。

硬脂酸(C18H36O2,SA) 是一種油脂水解后的產物,作為一種優點(良好超疏水性能)與缺點(表面附著力差)并存的材料[57],與鎂基體結合緊密的涂層(氟化涂層、微弧氧化涂層[58-59])取長補短,強強結合,是SA涂層在鎂合金耐蝕應用領域的不二選擇。

透明質酸(HA,也稱玻尿酸),作為細胞外基質(ECM)的重要組成成分之一,在細胞的粘附、增殖、生長與遷移中發揮著極其重要的作用[60-61]。王爍等[62]首先制備了透明質酸(HA)/聚乙烯亞胺(PEI)納米顆粒,然后將鎂合金(Mg-Zn-Y-Nd)依次浸漬在HF、鹽酸DA溶液、不同濃度的納米顆粒透明質酸(HA)/PEI溶液中,采用三步浸漬法在鎂合金表面制備了納米顆粒MgF2/PDA/透明質酸(HA)/PEI復合涂層。傅里葉變換紅外光譜儀(FTIR)檢測表明納米顆粒透明質酸(HA)/PEI成功固定在MgF2/PDA涂層上,HBSS(Hank’s平衡鹽溶液,pH=7.4)浸沒實驗及電化學測試表明,制備了納米顆粒MgF2/PDA/透明質酸(HA)/PEI復合涂層的鎂合金(Mg-Zn-Y-Nd)具有更好的潤濕性、抗降解性。生物學測試(血小板粘附與激活、纖維蛋白原粘附與變性、溶血率、內皮細胞(平滑肌細胞、巨噬細胞)靜態培養)證實納米顆粒MgF2/PDA/HA/PEI復合涂層具有良好的血液相容性和促進內皮粘附與增殖、抑制病理性平滑細胞(巨噬細胞)粘附與增殖的效果。濃度為1.5 mg/mL、2.5 mg/mL的納米顆粒透明質酸(HA)/PEI溶液制備的MgF2/PDA/透明質酸(HA)/PEI復合涂層表現出最佳的綜合性能。

然而,人體透明質酸酶對透明質酸(HA)快速的降解效應限制了透明質酸(HA)涂層的臨床療效[63]?；诨腔该髻|酸(S-HA)比透明質酸(HA) (在人體透明質酸酶環境)更好的穩定性,于洋等[64]首先制備了S-HA,然后將鎂合金(ZE21B)依次浸漬在HF、鹽酸DA溶液、S-HA溶液中,采用三步浸漬法在鎂合金表面制備了MgF2/PDA/S-HA復合涂層,檢測發現,擁有獨特網狀結構的MgF2/PDA/S-HA復合涂層具有較大的粗糙度(Ra為64.73±4.47 nm,Rq為82.30±6.00 nm),較好的親水性能(水接觸角僅為10.33±1.61°),較高的耐蝕性及優異的抗凝血功能和細胞相容性。

依靠與基體結合緊密的氟化物涂層、微弧氧化(MAO)涂層為基底,以具有良好生物活性的可降解有(無)機涂層為外涂層的多級復合涂層,已成為醫用鎂合金植入材料表面改性技術的主要發展趨勢。相對于MAO/PDA復合涂層(專用設備、高電壓、后期附加封孔工藝),MgF2/PDA復合涂層無設備、電壓需求,無需封孔,工藝簡單,具有較高的成本優勢。同時,PDA涂層厚度的可調控性(有利于可控降解的實現)、高親水性(有利于細胞的粘附與增殖)、高穩定性引人注目,其包含的大量強螯合能力的官能團也為各種功能性分子加載在材料表面提供了可貴的機遇。因此,以PDA涂層的性能優勢為推手,開發具有良好生物活性及多功能性的MgF2/PDA多級復合涂層已勢在必行。

2.2.2 MgF2/植酸(PA)復合涂層

植酸(phytic acid,PA)是一種普遍存在于植物(豆類、谷物)種子和麩皮(胚芽)中的無生物毒性的天然有機材料。由于每個PA分子(包括1個碳六環、12個羥基、6個磷酸基)的12個羥基上的氫原子均可電離,因此PA具有極強的多齒螯合功能[65-67]。這種多齒螯合功能不但賦予PA在金屬表面極強的涂層形成及附著能力(通過與Zn2+、Fe3+、Fe2+、Mg2+、Ti4+和Ca2+等金屬離子形成絡合物),而且可以改變材料(蛋白質、淀粉、礦物質)的溶解性、吸附性及增加功能特性[65,66,68]。

崔秀芳等[69]學者認為鎂合金表面PA涂層的形成依賴于鎂合金的快速降解(PA與大量溶解的鎂合金絡合)。HERNANDEZ-ALVARADO L A等[70]研究發現鎂合金快速降解時會釋放大量H2,這些H2在溢出過程中會在PA涂層表面形成大量的微裂紋(微裂紋的大小取決于H2溢出量),削弱PA涂層對鎂合金的防護效果。圖7為不同工藝參數條件下PA涂層的形貌變化。由圖7可見,通過調整制備工藝參數(制備時間、制備溫度、PA溶液的濃度、pH值等)可以改善PA涂層致密度,提高鎂合金基體耐蝕性[70],但PA涂層有限的厚度、大量微裂紋的不可避免,限制了單一PA涂層在鎂合金耐蝕領域的應用推廣。

圖7 不同工藝參數條件下PA涂層微觀形貌[70]:(a)～(d) pH2.0, 植酸濃度0.5%v/v; (e)～(h) pH2.0, 植酸濃度2.0%v/v

為克服單一PA涂層的性能弱點,劉歡等[71]將鎂合金(AZ80)分別浸漬在0.1M氟化鉀(KF)、PA溶液(5g/L)中,采用兩步浸漬法在鎂合金表面制備了Mg(OH)2/MgF2/PA復合涂層。電化學檢測及Hank’s模擬體液120h浸沒實驗顯示,相對于無涂層、Mg(OH)2/MgF2涂層和Mg(OH)2/PA涂層試樣,制備了Mg(OH)2/MgF2/PA復合涂層的鎂合金(AZ80)試樣耐蝕性能最好(自腐蝕電位(-1.267V)最高、自腐蝕電流密度(7.121×10-7A/cm2)最小、析氫量(3.48±0.11mL)及失重速率(0.34±0.02mg cm-2d-1)最小)。圖8即為AZ80鎂合金表面Mg(OH)2/MgF2/PA復合涂層的成形機理示意圖。劉歡將Mg(OH)2/MgF2/PA復合涂層的成形過程分為四個階段,每一階段的反應方程式見公式[71](1)～(9)。由圖8和公式(1)～(9)可知,一方面,Mg(OH)2/MgF2/PA復合涂層厚度最大,且涂層間均勻致密,連續性好(MgF2涂層促進了基體在PA轉化液的均勻降解,顯著提高了PA與鎂基體的螯合效應);另一方面,作為中間層的MgF2涂層對PA涂層的顯微裂紋具有較好的封孔效果,因此,Mg(OH)2/MgF2/PA復合涂層顯著提高了鎂合金(AZ80)的耐蝕性能。

圖8 AZ80鎂合金表面Mg(OH)2/MgF2/PA復合涂層的成形機理示意圖[71]

(1)(2)

圖8(b)階段反應 Mg2++2OH-→Mg(OH)2

(3)

(4)(5)

(6)(7)(8)(9)

目前,MgF2/PA復合涂層的研究主要集中在耐蝕性及MgF2涂層對PA涂層的封孔效應方面。以MgF2/PA為基底的多級復合涂層的交互探索、PA耦合劑在多級復合涂層中的作用機理、各涂層在腐蝕進程中的失效機制等尚需進一步深耕。如何更好地利用PA多齒螯合功能來實現MgF2/PA復合涂層的抗菌抑菌性、載藥緩釋性及誘導再生性等多功能化方面還需要快速邁進。

2.2.3 MgF2/聚乳酸(PLA)復合涂層

聚乳酸(polylactic acid, PLA)是乳酸或丙交酯發生聚合反應生成的脂肪族聚酯類新型可降解高分子材料,包含外消旋聚乳酸、左旋聚乳酸(PLLA)、右旋聚乳酸三種異構體[2]。PLA材料不但來源廣泛(其原材料乳酸主要來源于淀粉(玉米、大米、纖維素))、成本低廉、工藝簡單、結晶度高,加工性好(良好的熱塑性)[42,72],而且其降解產物(二氧化碳和水)安全無毒,弱酸性的降解產物也可中和Mg降解所產生的弱堿性[2,73],因此,在生物醫藥領域引起了較為廣泛的關注[72]。但傳統工藝(浸漬提拉法和旋涂法)制備的PLA涂層(與鎂合金基體是結合力較弱的物理結合)易于破裂和剝落,所以近年來科研工作者嘗試通過復合涂層的制備來改善PLA涂層與鎂合金基體的結合強度。

WANG等[74]通過浸漬法及表面旋涂法在鎂合金(AZ31)表面制備了MgF2/PLLA復合涂層,研究表明,MgF2涂層生成階段的釋H2效應造成涂層表面不均勻地分布著尺寸不一的細小孔隙,PLLA涂層通過填充這些細小的孔隙實現涂層間的機械錨固,提高了MgF2/PLLA復合涂層間的界面結合強度。同時,PLLA涂層的填充也對MgF2涂層的孔隙起到了有效的封孔作用。MgF2/PLLA復合涂層比單一涂層(MgF2涂層、PLLA涂層)具有更好的耐腐蝕性能。

王鑫雨[75]通過浸漬法及表面旋涂法在鎂合金(Mg-Zn)表面制備了MgF2/PLLA+PTMC(聚三亞甲基碳酸酯)復合涂層,研究發現,增大氟化液濃度及延長氟化處理時間有利于細化MgF2晶粒,減少MgF2涂層表面缺陷,提高MgF2涂層整體均勻性及致密度。同時,作為中間層的MgF2表面粗糙,這不但為聚合物PLLA+PTMC提供了更多的固化位點,增大了聚合物固化量,而且有利于加強復合涂層間的機械結合強度。同時,表層親水性能較差的PLLA+PTMC也阻滯了H2O分子在表層的吸附作用。圖9為不同涂層的鎂合金(Mg-Zn)在Hank’s溶液中浸泡后的SEM形貌,對比圖9,在Hank’s溶液中浸泡7天后,無涂層的鎂合金基體表面、單一MgF2涂層表面及單一PLLA+PTMC涂層表面均遍布腐蝕產物、裂紋或腐蝕坑,而包覆有MgF2/PLLA+PTMC復合涂層的鎂合金表面仍保持完整。電化學實驗顯示,相較于未處理的鎂合金(Mg-Zn),制備了MgF2/PLLA+PTMC復合涂層的鎂合金(Mg-Zn)的腐蝕電流密度降低了3個數量級(由4.95×10-6A/cm2降低到7.89×10-9A/cm2)。均勻致密的MgF2/PLLA+PTMC復合涂層可有效阻滯腐蝕介質對基體的侵蝕。

圖9 不同涂層的鎂合金(Mg-Zn)在Hank’s溶液中浸泡后的SEM形貌[75]

PLLA涂層通過填充MgF2表面的孔隙實現了封孔和機械錨固的雙重效應,不但增強了涂層與涂層間的界面結合強度,而且克服了單一PLLA涂層(與鎂合金基體是結合力較弱的物理結合)易于破裂和剝落的性能弱點,同時,也繼承了單一PLLA涂層優良的生物安全性、降解產物的酸堿中和性及優異的可加工性。目前,對MgF2/PLLA復合涂層的研究多集中在體外(模擬體液)的耐蝕性、涂層間的結合機制方面,而通過MgF2/PLLA復合涂層與其他有(無)機涂層的交叉組合來實現鎂合金植入材料降解速率與有效服役期限的有效匹配、多級復合涂層多功能拓展尚待深入。

3 總結與展望

近年來,隨著國民整體收入水平的不斷提高、醫保覆蓋面的不斷擴大、老齡人口比重的持續上升及醫療觀念的轉變,對新型醫用植入材料的需求、研發與生產越來越迫切。表面改性處理已成為當前破解醫用鎂合金的臨床應用瓶頸的有效手段。MgF2復合涂層憑借其成本低廉、工藝簡單、生物安全、生物相容等特點成為醫用鎂合金表面改性處理的優先選項之一。

表3為不同鎂合金表面各種MgF2及其復合涂層耐蝕性能比較,由前面的分析和表3的性能對比可以明顯的看出,相對于無涂層鎂合金、單一MgF2涂層、單一有(無)機涂層,MgF2復合涂層在耐蝕性、生物功能多樣性(生物礦化能力,細胞的粘附、增殖與生長,促進內皮粘附與增殖,抑制病理性平滑細胞(巨噬細胞)粘附與增殖)方面表現出優異的性能。

表3 鎂合金表面各種MgF2及其復合涂層耐蝕性能比較

然而,相對其他復合涂層(如微弧氧化)的研究,MgF2復合涂層在侵蝕機制、失效機理方面有待深入,在綜合性組合、功能化交互方面的研究不多。鑒于當前的研究現狀,MgF2復合涂層的發展應從以下幾方面入手:

(1) 前期的研究側重于涂層和基體間、涂層間的結合狀況及相關性能檢測(耐蝕性、抗凝血功能和細胞相容性等),而腐蝕液對MgF2復合涂層的侵蝕機制、復合涂層的失效機理尚需大量的實驗去補充和驗證。

(2) 一些性能優異的涂層材料(殼聚糖(CS,在藥物載體、抗菌抑菌、人造皮膚及組織工程較好的應用前景)[76-79],聚乳酸-乙醇酸共聚物(PLGA,優異的生物安全性、生物相容性、可降解性能及載藥釋放功能)[80-83],聚已內酯(PCL,良好的生物安全性、生物降解性、聚合物混溶性及優異的載藥緩釋功能)[84-87],膠原蛋白(Collagen,優良的誘導再生性及自組裝成纖維的能力)[88-89]等)和氟化物涂層的組合與交互研究尚待開展。而通過多重涂層的交互組合來實現鎂合金植入材料生物功能多樣性(藥物輸送及緩釋給藥性、可控降解性、廣譜抑菌性等)的探索也勢在必行。

(3)動物體內植入部位功能性需求的差異(鎂合金支架側重于抗菌消炎性、抗血栓性、載藥緩釋性及促內皮化,鎂合金骨植入材料側重于適當的降解速率、匹配的力學性能、細胞的誘導再生性)對MgF2復合涂層的研究開發提出了多樣性及非均一性要求。

(4)資料顯示,MgF2復合涂層的性能檢測以模擬體液的體外實驗為主,而醫用鎂合金在動物體內腐蝕形式的多樣性、腐蝕因素的復雜性、腐蝕狀態的隨機多變性限制了體外仿真模擬實驗數據的可靠性,為加快醫用鎂合金臨床應用進程,相關的動物體內實驗迫在眉睫。