目前生物醫用金屬材料主要有不銹鋼、 鈷基合金、 鈦合金等 3 大類。當前臨床上大量應用的不銹鋼材 料主要為 Fe-Cr-Ni-Mo 成分體系的 316L 不銹鋼等, 其中Mo 元素的加入會使 316L 不銹鋼耐蝕性有所提高, 但其 作為植入體, Ni 元素對生物體有致癌作用, 對生物體的 免疫功能、 造血功能、 生殖功能以及臟器功能等都會有 不利影響 , 同時, 316L 醫用不銹鋼(約 210 GPa)與人骨 (20~30 GPa)相比擁有較高的彈性模量, 二者彈性模量 的較大差異會導致植入物和人骨在承受應力時, 彈性模 量大的 316L 不銹鋼承受較多的應力, 而彈性模量小的人 骨承受的應力較少, 即發生應力屏蔽, 從而阻止骨骼的 修復和自愈, 引起骨質疏松等。鈷基合金以耐磨性 和耐蝕性較好的 Co-Cr-Mo 合金和 Co-Ni-Cr-Mo 合金為主, 在該類合金中, 高強度和高延展性得以良好結合, 使其 在臨床上得到了大量的應用。然而, 鈷基合金彈性模量 過大(240 GPa), 且有更高的密度和剛度, 作為植入材料時較為沉重, 且鑄造鈷基合金常出現氣泡、 空洞等缺陷, 使其韌性降低, 導致鈷基合金綜合性能變差 。而鈦及 鈦合金由于較低的相對密度及彈性模量、 較高的比強度、 較強的耐蝕性及耐疲勞性、 生物相容性優異等優點被廣 泛用作于醫用植入材料。以上 3 種常用生物醫用金 屬材料的相關性能如表 1 所示。然而任何植入物的 材料都有造成感染和發炎的風險, 使得植入物的性能遭 到破壞 , 并導致植入物附近組織的大量損失, 因而 需進一步改善植入物的各方面性能, 特別是被廣泛應用 的鈦及鈦合金植入物。

超細晶(ultrafine-grained, UFG)鈦及鈦合金由于晶體 結構的變化, 產生了常規多晶材料所不具有的 4 大效應: 小尺寸效應、 量子效應、 表面效應和界面效應, 使其不 僅具有不同于傳統鈦金屬的物理性能(如居里溫度、 德拜 溫度、 磁性、 彈性模量、 擴散系數等), 而且具有優越的 力學性能(如較高的強度和疲勞極限以及較低溫度下的高 應變速率超塑性等) , 因而成為最具潛力的生物醫用金屬材料。目前生物醫用鈦及鈦合金的分類如表 2 所示 。具 有低強度的 α 型鈦合金在口腔種植體等承載較小的骨齒 科部位應用較為廣泛, 但在人體關節植入、 牙科替換等 人體受力較大的部位采用第二代具有中高強度的 α+β 型 兩相鈦合金。第二代 α+β 型鈦合金雖改善了第一代 α 型 鈦合金強度小、 耐磨性差的問題, 但其與人體骨組織的 生物力學性能差異較大, 作為植入物時生物安全性較低 且不易加工。相關研究報道, 在人體內部, 組織液對鈦 合金的長期包容腐蝕會導致鈦合金釋放出 Al 和 V 金屬離 子, 這 2 種離子對細胞具有毒害作用 , 且這種副作 用已在臨床醫學中被證實: Al 離子主要影響腦部中樞神 經系統, 破壞人體的酸堿平衡, 使人容易患阿爾茲海默 癥, 在年老人群中較常發生, 具體表現為肌肉萎縮、 老 年癡呆等癥狀; V 離子則主要破壞人體的酶素系統, 抑 制酶的合成, 從而干擾人體正常的新陳代謝。因而出現 了不含有毒元素、 高強度、 低模量的第三代新型 β 型醫 用鈦合金。

1、生物醫用超細晶鈦及鈦合金的耐蝕性 

鈦是一種高活性金屬元素。室溫下, 通過 Ti = Ti2 + 2e-反應式計算可知, 鈦標準電極電位為-1. 63 V。鈦與 氧極易結合, 生成厚度為 5 ~ 10 nm, 主要成分為 TiO2 , 同時含有少量 TiO 的鈍化膜, 該膜雖薄但性質極其穩定, 只要在含氧氛圍中, 即使受損也能立即修復, 因而其內 部金屬不易被氧化, 所以鈦及鈦合金有生物惰性金屬之 稱。醫用金屬植入人體后, 在含有各種無機離子(Na+ 、Cl- 、 K+等)、 蛋白質、 核酸代謝的產物以及酶等作用的 復雜人體環境中, 會發生腐蝕現象, 而腐蝕產物中的金 屬離子就會對人體的正常組織造成刺激, 導致感染和畸 變等。喬麗英認為, 若金屬被腐蝕后的產物的解離常 數(pk = -lgk, k 為腐蝕產物的溶解度)值大于 14, 那么就 不會出現腐蝕產物被溶解后釋放出的離子與生物組織發 生反應, 造成細胞毒性的現象。反之, 釋放出的離子與 組織或器官就會發生反應, 形成有毒性的絡合物等, 如 元素 V 的基本腐蝕產物為 V2O5 , 其 pk 值就小于 14, 而 Ti 的基本腐蝕產物的 pk 值大于 14。因而, 植入物植入人 體后腐蝕是最常見的問題。研究表明, 超細晶鈦及鈦合 金在生物體環境中具有更好的耐蝕性。Gurao 等在模 擬體液的實驗中對比了粗晶(coarse grain, CG)純鈦和不 同等通道轉角擠壓(equal channel angular pressing, ECAP) 路徑(A、 BC 、 C)下制備的 UFG 純鈦的腐蝕行為, 結果 不同路徑下的 UFG 純鈦都表現出了更高的耐蝕性, 其中 耐蝕性最佳的是 BC 擠壓路徑下產生非基面織構的 UFG 純鈦試樣。周清等 在采用 Ringer 模擬體液對經 ECAP 處理過的純鈦進行靜態體外浸泡的研究中發現: Ti 的腐 蝕機制是一種受到電偶腐蝕控制的均勻腐蝕, 細晶的微 觀組織導致電偶的數量增多, 表面沉積物的數量增加。細晶純鈦的腐蝕速率小于 CG 純鈦, 經 ECAP 處理的工業 純鈦(CP-Ti)在經過 360 h 的浸泡后質量增加。鈦的耐蝕 性主要表現在表面生成的 TiO2 薄膜鈍化了表面的電化學 勢, 阻止了 Ti 的進一步氧化。劉冰 將 CP-Ti 和鈦鈀合 金(Ti-0. 2Pd)2 種金屬作為研究對象, 對其通過熱處理技 術和 ECAP 工藝處理后進行開路電位、 極化曲線和交流 阻抗譜的測試, 結果表明: 2 種金屬經過處理后, 腐蝕 電位提高, 腐蝕電流密度減小, 極化電阻增大, 耐蝕性 明顯提高。Osamam 等在高溫(400 ℃ ) 下經過 4 道次 ECAP 制備出 CP-Ti 納米結構的晶粒樣品, 并通過失重測 量研究了其在模擬體液中的抗腐蝕磨損現象, 結果表明, ECAP 工藝改善了 CP-Ti 的抗腐蝕磨損性能。作者課題組 胡佳喬對 CP-Ti、 純鋯進行 ECAP+旋鍛處理后, 在 pH 值為 6. 8、 氟離子濃度為 0. 3 g·L-1 的口腔唾液模擬液中 進行腐蝕行為檢測, 結果表明: 對于化學成分相同的材 料, 經過 ECAP+旋鍛復合細化處理后, 其在口腔唾液模 擬液中的耐蝕性均有所提高。與純鋯相比, CP-Ti 的開路 電位更正, 自腐蝕電流密度更小, 極化電阻值更大, 因 此, CP-Ti 比工業純鋯更加耐腐蝕。王鐸 利用高壓扭 轉技術(high pressure torsion, HPT)對制備的超細晶純鈦 在模擬體液的腐蝕環境中的研究表明。扭轉圈數的增加 使晶粒尺寸更小更細, 說明更小更細的晶粒耐蝕性更好。Lei 等在室溫下對生物醫學 β 型 TiNbZrFe 合金進行了60 min 的表面機械磨損處理(SMAT), 研究了表面納米化 對 TiNbZrFe 合金在生理環境中的耐蝕性的影響。結果表 明, 納米化處理后, 該合金在深度為 30 um 的表面層中形 成了尺寸為 10 ~ 30 nm 的晶體, 并且在 0. 9% NaCl 和 0. 2% NaF 溶液中, 與粗糙晶粒表面相比, 納米晶化晶粒 表面表現出更高的阻抗、 更高的正腐蝕電位和更低的腐 蝕電流密度。其耐蝕性的提高可歸因于在 TiNbZrFe 合金 的納米晶表面快速形成的穩定致密的鈍化膜。Reshadi 等對經過 ECAP 處理的 CP-Ti 進行等離子電解氧化 (plasma electrolytic oxidation, PEO), 并在室溫下使用林 格氏液對其進行電化學阻抗譜( electrochemical impedance spectroscopy, EIS) 測試, 結果表明: PEO 涂層的 UFG CP-Ti 的耐蝕性高于未涂層的 CP-Ti 和 UFG CP-Ti, 同時 與 PEO 涂層 CG CP-Ti 相比, PEO 涂層的 UFG CP-Ti 表 現出更高的抗腐蝕保護性能。Suzuki 等通過多向鍛造 制備了 UFG CP-Ti, 并將其與常規 CP-Ti 進行比較, 評估 了中密度纖維板純鈦 ( medium density fiberboard, MDF- Ti)在氟化物溶液中的電化學性能和腐蝕行為。結果表 明: MDF-Ti 表現出與 CG-Ti 相似的電化學行為, 并且 NaF 溶液不會對 Ti 或 MDF-Ti 產生嚴重腐蝕。然而, 將 MDF-Ti 浸入酸化的氟化物磷酸鹽溶液 ( acidulate phos- phate fluoride, APF)中顯示, 其在較短的浸入時間內比 Ti 具有更好的耐腐蝕性, 這對口腔植入物或硬組織修復 極具意義。Fattah-Alhosseini 等通過累積疊軋( accumu- lative roll bonding, ARB) 工藝成功制備了納米晶 CP-Ti, 并在 37 ℃林格氏液中對其進行了電化學測試, 極化曲線 表明: 與退火粗晶 CP-Ti 相比, 納米晶 CP-Ti 腐蝕電流密 度有所降低, 耐蝕性明顯改善。許曉靜等 以 CG 和 UFG CP-Ti 為基材, 對其電化學拋光表面在室溫模擬體 液中的動電位極化曲線及電化學拋光表面參數研究發現: UFG CP-Ti 除擊穿電位( Eb ) 顯著增高外, 自腐蝕電位 (E0 )、 腐蝕電流密度( I0 )、 腐蝕速率( V0 ) 都明顯降低, 說明相比于 CG CP-Ti, UFG CP-Ti 電化學拋光表面的抗 腐蝕性能明顯較優。人體體液中含有大量的電解質, 容 易引起金屬植入物電化學腐蝕并導致金屬離子和衍生物 的沉淀, 其腐蝕產物對人體組織易產生影響, 如細胞毒 性、 超敏反應和致癌作用等。因而超細晶鈦及鈦合金作 為生物醫用金屬首選材料在改善其耐蝕性上尤為重要。

2 生物醫用超細晶鈦及鈦合金的生物相容性 

生物相容性不單是指材料本身的性質, 還是材料與 機體環境相互作用的結果。在生物材料植入人體后, 二 者便開始互相影響, 直到產生的影響達到了新的平衡或 者取出植入物為止。與人體生物相容性差異較小的植入材料可作為一次性材料, 安全性較高, 如骨折后只需一 次手術即可, 不用二次手術去除的植入物。材料生物相 容性包括 2 方面: 生物安全性和生物功能性。目前, 從 生物安全性角度出發, 認為 Pd, Ta, Nb, Zr, Ti 及 Sn 等金屬材料性能好; 從生物功能性角度考慮, 在元素周 期表所有 70 多種金屬元素中, Zr 和 Ti 是支持造骨細胞 的生長和骨質接合的最好的元素。綜合二者考慮, 在金 屬材料中, Ti 與人體具有最優的生物相容性。麻西群 等采用 610 ℃ 退火及冷軋的方式制備了 UFG TLM 鈦 合金(一種近 β 型的醫用合金)復合板材, 該板材表面光 亮平整, 并且在經 80%冷軋變形后保持較高強度的同時, 彈性模量可達到 38 GPa, 與人體骨的模量匹配性較好。Xu 等通過 ECAP 工藝制備了 UFG 純鈦, 其具有與 Ti-6 a Al-4V 相當的力學性能, 此外, 通過微弧氧化(micro- rc oxidation, MAO)和水熱處理相結合的方法, 在 CP-Ti 和 UFG 純鈦上制備了 TiOz -羥基磷灰石( TiOz -HA) 涂層, 以提高它們的細胞相容性。結果表明: 與使用 CP-Ti 作 為基材的常規涂層相比, 在 UFG 純鈦上形成的此類涂層 具有額外的親水性(更小的接觸角和更大的表面能)和更 好的細胞相容性(更高的細胞增殖率, 更大的成骨細胞擴 散面積和更強的細胞骨架肌動蛋白熒光強度)。Carlos 等為了確定骨整合的程度, 在新西蘭兔中植入經機械 加工但未經表面處理的 CP-Ti 和 UFG Ti 的微型植入物, 并在實驗過程中加載模擬植入物所處的實際環境, 將 2 個微型植入物通過 NiTi 彈簧固定并保持 8 周后, 測量其 移除扭轉。結果表示: UFG Ti 種植體表現出 18. 9 N·cm 的移除扭轉, 略高于 CP-Ti, 因此, UFG-Ti 比 CP-Ti 更適 合骨整合。XU 等為了進一步提高 Ti 表面的生物活 性, 利用 ECAP 工藝制備 UFG 純鈦, 并在含 Ca, P 和 Si 的電解質中通過 MAO 在 UFG 純鈦上制備了多孔二氧化 鈦涂層, 進一步通過細胞毒性實驗、 細胞增殖試驗和粘 附行為的檢查來評價改性涂層的細胞相容性。結果表明: UFG 純鈦在 MAO 后的細胞毒性為 0 級, 且能顯著促進成 骨細胞的早期粘附和后期增殖, 顯示出較高的生物活性。程剛良 對 ECAP 前后純鈦分別在林格氏液( 4. 305 g NaCl+0. 245 g CaCl2+0. 15 g KCl+500 mL H2O)和生理鹽 水(4. 5 g NaCl+500 mL H2O)模擬體液中進行體外浸泡試 驗, 以及通過對 ECAP 變形前后純鈦表面進行 SEM 掃描 可知, 經體外浸泡后, 純鈦表面生成無機鹽類物質, 且 經 ECAP 處理的純鈦表面生成物質的數量較未經 ECAP 處理純鈦表面生成的多, 因而經 ECAP 變形工藝處理后, 純鈦的表面活性得到提高。Chappuis 等 對 4 級 CP-Ti 進行 ECAP, 然后進行冷拔工藝, 獲得平均晶粒尺寸為 300 nm 的 UFG Ti。經金相評估和表面表征后, 將 UFG Ti和 CP-Ti 植入物插入小型豬的下頜骨和上頜骨中, 愈合 4 周和 8 周后, 通過生物力學扭矩輸出分析、 組織形態計 量學評估和微 CT 分析評估骨整合。結果表明: UFG Ti 的金相學性能明顯優于 CP-Ti, 在低(上頜骨)或高(下頜 骨)骨密度的環境中, UFG Ti 和 CP-Ti 之間沒有顯著差 異, 即使骨礦物質密度低, 也獲得了高的骨-植入物接觸 值; 與 CP-Ti 相比, UFG Ti 形成了親水性的納米圖案表 面, 具有優越的金相學性質和高水平的骨整合度, 因此, UFG Ti 更具治療潛力, 可作為開發直徑較小的植入物的 未來策略, 以實現微創治療理念, 降低患者發病率, 并 降低患者護理成本。張強等利用細胞生長抑制法 (MTT 比色法)對通過 ECAP 制備的 UFG Ti 進行細胞毒性 試驗, 結果表明, UFG Ti 生物相容性良好。 

3 生物醫用超細晶鈦及鈦合金的力學性能 

因外傷、 腫瘤等因素導致骨、 關節損傷, 需重建骨 支架的部位以及在承受人體作用受力較大的部位(如彎 曲, 扭轉, 擠壓等)需要耐磨性好、 強度大的生物鈦及鈦 合金, 防止出現植入體的松落或者失效等現象。Naseri 等通過拉伸、 三點彎曲、 夏比沖擊和維氏顯微硬度試 驗對 ECAP 處理前/ 后的 CG/ UFG CP-Ti 的力學性能進行 了比較, 結果發現: 在 ECAP 變形 3 次后, CP-Ti 拉伸強 度從 174 增加到了 273 MPa, 顯微硬度從 489. 6 增加到了 790. 4 MPa, 并且彎曲極限強度也從 664 增加到了 1275 MPa, 夏比沖擊能量沒有顯著變化, 說明合金強度的增加并不 影響其沖擊韌性, ECAP 處理顯著提高了生物用鈦及鈦 合金的延展性和抗彎曲性。Palán 等對采用順應性劇 烈塑性變形 ( conform-severe plastic deformation, conform- SPD)和旋鍛技術加工的 CP-Ti(2 級)的力學性能和顯微組 織觀察發現: conform-SPD 加工極大地改善了初始 CP-Ti 的微 觀 結 構, 使 其 產 生 了 等 軸 晶 粒, 且 平 均 粒 徑 為 320 nm, 隨后的旋鍛技術加工導致細晶粒被拉長。經過 一次 conform-SPD 和隨后的旋鍛加工, 可最終得到強度為 1060 MPa、 伸 長 率 為 12%, 且 在 室 溫 下 疲 勞 極 限 為 396 MPa 的超細乃至納米晶體微觀結構的高強度線材, 其可用于醫療植入物中, 且可批量性生產。Pippenger 等采用連續 ECAP 工藝制備 UFG Ti, 之后將 UFG Ti 表面經過噴砂和酸蝕處理, 然后在所有樣品上培養人小 梁骨源性成骨細胞前體細胞, 分別檢查培養 4 和 28 d 后 的細胞相容性和礦化作用, 并在植入后 4 周, 在兔體內 模型中進行生物力學拔出測量。結果發現: 在所有樣品 上, 細胞的附著和擴散都是基本相當的, 但是經過親水 處理的樣品表面礦化度更高, UFG Ti 的屈服強度、 拉伸 強度以及疲勞強度分別比 Ti 高 40%, 45%和 34%, 證明了 UFG Ti 制成的植入物不但具有出色的細胞相容性和骨 整合性, 同時還具有比 Ti 更優異的力學性能。吳玉祿在室溫下采用 BC 路徑對 CG 純鈦進行內角為 120°、 外角 為 20°、 擠壓速度為 4 mm·min-1 的 4 道次擠壓, 觀察其 組織結構及力學性能。結果表明: 制備的 UFG Ti 材料的 晶粒細化均勻, 平均晶粒尺寸約為 300 nm, 維氏硬度由 CG 純鈦的 1499 提高為 2488 MPa, 拉伸和壓縮屈服強度 分別為 682 和 700 MPa, 較 CG 純鈦的拉伸和壓縮屈服強 度分別提高了 51%和 53%, 同時保留了 CG 純鈦良好的 延伸率和彈性模量。林正捷對不同擠壓道次和擠壓溫 度下的 β 合金 Ti-35Nb-3Zr-2Ta 的組織與性能觀察發現: 4 道次 500 ℃擠壓溫度下的 β 合金 Ti-35Nb-3Zr-2Ta 的抗 拉強度達到 765 MPa, 延伸率約為 16. 5%, 彈性模量僅 為 59 GPa, 超彈性應變和可回復應變最大, 可達 1. 4% 和 2. 7%, 說明經 ECAP 處理后 Ti-35Nb-3Zr-2Ta 合金是一 種非常理想的可替代骨組織的醫用材料。Leon 等在 200 ℃下對鈦棒進行 6 道次 C 方式的 ECAP 處理, 結果發 現, 獲得的鈦棒呈現出平均晶粒尺寸為 150 nm 的等軸晶 以及在室溫下顯示出 1190 MPa 的屈服強度和 1250 MPa 的 極限拉伸強度。國內外的眾多學者 通過 ECAP 及其 他的劇烈塑性變形方法對鈦及鈦合金進行了力學性能的 研究, 結果表明3 細晶鈦較 CG 鈦在各方面的性能均有所 改善。 

生物醫用超細晶鈦及鈦合金的疲勞性能 在體內永久或半永久地發揮生理功能是金屬作為植 入物材料的最佳狀態。以金屬人工關節為例, 在人體內 服役 15 年以上即半永久狀態。植入物材料長時間在人體 環境中必然會受到周期性外力的作用, 因此對植入物材 料的疲勞性能要求較高, 提高材料的疲勞強度可以有效 地提高材料的使用壽命。有研究表明, 通過細化晶�？� 提高金屬材料的疲勞壽命。Sajadifar 等[60] 研究了晶粒尺 寸對鈦的超高周疲勞( very high cycle fatigue, VHCF) 行 為的影響。結果表明: 經 ECAP 處理后 4 級鈦由于其 UFG 結構而提高了其在環境溫度下的強度。因而在循環 載荷下, UFG Ti 對樣品幾何形狀表現出相對較高的靈敏 度, 在高周疲勞條件下表現出更好的疲勞性能和耐久力, 證明了通過 SPD 加工可提高樣品的機械強度, 從而提高 了其對裂紋成核及擴展的抵抗力。但是, 在 VHCF 中, 在非常高的循環次數下, CG-Ti 和 UFG Ti 的疲勞性能都 會有所收斂。這是由于 UFG Ti 中存在的微觀結構不均勻 性充當了微觀結構的缺口, 因此, 應力增加促進了局部 滑動活動, 并最終導致了 UFG Ti 中過早地萌生裂紋。Sajadifar 等研究了經 ECAP 制備的 UFG CP-Ti(4 級)的高溫循環變形響應( cyclic deformation response, CDR) 行 為。在高達 600 ℃的高溫和 0. 2% ~0. 6%的應變幅度下進 行了低周疲勞試驗, 且除溫度和應變幅度外, 還研究了 不同工藝路線對 UFG Ti 疲勞性能的影響。結果表明: ECAP 的 Bc 擠壓路徑和 C 擠壓路徑都能使 UFG Ti 高角度 晶界的體積分數增加, 并能提高其在 400 ℃ 以下的疲勞 性能。利用電子背散射衍射分析了影響 UFG Ti 循環力學 行為的基本降解機理, 結果顯示, 只有在高于 400 ℃的溫 度下才會發生嚴重的再結晶和晶粒長大, 因此, UFG Ti 具有相對較好的循環穩定性。Katerian 等將 4 級鈦經過 Conform-SPD 和旋鍛處理后, 該 4 級鈦力學性能明顯增 強, 且疲勞強度也大大有所改善。Naseri 等在室溫下 通過 BC 路徑, 以 135°對 CG CP-Ti 進行 ECAP 變形。顯 微組織分析表明, 經 ECAP 處理后 CG CP-Ti 轉變為 UFG 組織。對 CG 和 UFG CP-Ti 進行拉伸和軸向疲勞試驗。結 果表明, UFG CP-Ti 比 CG CP-Ti 具有更高的拉伸強度和 疲勞強度, CP-Ti 在 0~3 道次 ECAP 處理后 UFG CP-Ti 的 疲勞試驗表明, 隨著道次的增加, 樣品疲勞壽命增加。作者課題組通過對 CP-Ti 進行 ECAP+旋鍛復合細化 工藝變形處理后, 進一步對其進行低周與高周疲勞測試, 結果表明: UFG CP-Ti 的低周疲勞壽命是原始純鈦的 2~3 倍, 200 ℃退火 60 min 后 UFG CP-Ti 的疲勞極限值 σ-1 為 376. 5 MPa, 比 未 退 火 UFG CP-Ti 的 疲 勞 極 限 值 提 高 56. 5 MPa。Naseri 等使用 Al-7075 套管對 2 級 CP-Ti 在 室溫下進行 3 道次 ECAP 的變形, 然后進行拉伸和軸向 疲勞測試, 結果表明: UFG CP-Ti 比 CG CP-Ti 具有更高 的拉伸強度和疲勞強度, 可作為生物材料用于植入物的 生產。Medvedev 等對 2 級鈦 Ti-6Al-4V 進行了 ECAP 及熱機械加工處理后, 其拉伸性能和疲勞強度都顯著提 高, 甚至優于傳統的 Ti-6Al-4V。Roberto 等通過壓縮/ 拉伸循環應力控制試驗和循環塑性應變控制試驗對鈦種 植體的疲勞性能進行了評估, 結果表明, ECAP 處理提 高了鈦種植體在循環彎曲下的疲勞抗力。然而, 這種抗 疲勞性的增加對 1 級 CP-Ti 來說可能不足以使其用于種 植體的制造。 

4 結 語 

隨著人口老齡化的加劇以及社會意外事故的頻繁發 生, 醫療市場對人體植入物的需求越來越大。鈦作為與 人體復雜環境相對較適合的金屬材料, 近年來得到了大 量的研發與應用, 為人類的健康做出了巨大的貢獻。由 于鈦金屬本身強度低、 耐磨損性差, 科學家們采用劇烈 塑性變形來改善其相關性能。劇烈塑性變形工藝也未實 現大量的工廠化生成, 即生產效率低, 對超細晶金屬材料加工方式的改進也迫在眉睫。其次, 鈦雖然與其他金 屬相比彈性模量較低, 但與人骨相比其彈性模量還是較 高, 目前表面改性技術近年來被大量應用于鈦材料以改 善其生物相容性, 因而大大的提高了材料的使用成本。綜上, 通過合理有效的方法來改善鈦材料植入人體后所 帶來的劣性且降低鈦材料的生產成本是鈦金屬醫用材料 發展的 2 個基本要求。