1、前 言

鈦及鈦合金被廣泛地應(yīng)用為生物醫(yī)用材料主要是由于其具有良好的生物相容性及耐腐蝕性能。鈦及鈦合金表面可自發(fā)形成氧化膜。該氧化膜一般為幾個(gè)納米 具有很高的穩(wěn)定性。 使鈦及鈦合金在體外表現(xiàn)出很高的穩(wěn)定性及耐腐蝕性，但有文獻(xiàn)報(bào)道發(fā)現(xiàn)在體內(nèi)鈦及鈦合金植入體周圍的組織中有鈦金屬的沉積現(xiàn)象， 這主要是由于該植入體在體內(nèi)行使功能時(shí) 其表面的氧化膜由于磨損或受到剪切力而遭到破壞，氧化膜破壞后 金屬表面暴露，暴露的金屬表面在體內(nèi)一方面進(jìn)一步再鈍化形成新的氧化膜。另一方面由于電化學(xué)反應(yīng)金屬離子在體內(nèi)溶解析出，再鈍化形成的氧化膜的性質(zhì)及金屬離子溶解的速率與電化學(xué)反應(yīng)的環(huán)境及金屬材料的組成成分有關(guān)。

以往對鈦合金的生物腐蝕行為的體外研究多采用 0.9% NaCl 及平衡鹽溶液，與體內(nèi)生物環(huán)境有很大差異，在體內(nèi)的植入環(huán)境中，不但有無機(jī)鹽溶液，還有各類蛋白質(zhì) 酶及活性細(xì)胞 蛋白質(zhì)對植入材料的生物腐蝕的影響已有很多研究，但體外模擬細(xì)胞環(huán)境對合金腐蝕影響的研究還很少， 本試驗(yàn)采用法國研制的生物反應(yīng)器 Bioreactor 對幾種鈦合金進(jìn)行生物腐蝕的電化學(xué)試驗(yàn)研究，該生物反應(yīng)器具有如下特點(diǎn)：

1）可以控制溫度在37℃±2℃；

2）可控制腐蝕環(huán)境pH值在7.40±0.02 

3）通過注入氮?dú)馀懦g環(huán)境中的氧

4）腐蝕容器可以消毒，使體外模擬材料在細(xì)胞培養(yǎng)液及活性細(xì)胞環(huán)境中的腐蝕情況成為可能。

Ti6Al4V 合金做為醫(yī)用植入材料已被應(yīng)用很多年，其在耐腐蝕性方面明顯優(yōu)于不銹鋼及鈷鉻合金，但由于含有毒性元素釩使其在體內(nèi)長期應(yīng)用受到限制。由此一些新型的醫(yī)用鈦合金應(yīng)運(yùn)而生，以取代 Ti6Al4V 合金 Ti75, TiZr 合金不含毒性組元V，并以 Zr 做為主要合金元素，具有優(yōu)良的生物相容性。 與 Ti6Al4V 合金相比，這兩種合金雖在組成成分上具有較 Ti6Al4V 合金更優(yōu)的生物相容性，但其生物腐蝕行為有待進(jìn)一步研究。本實(shí)驗(yàn)采用 0.9% NaCl 溶液，細(xì)胞培養(yǎng)液及活性細(xì)胞等作為腐蝕液，在體外模擬生物體環(huán)境，對幾種鈦合金的生物腐蝕行為進(jìn)行研究。

2、材料與方法

Ti6Al4V, Ti75, TiZr 合金均由西北有色金屬研究院提供，將各種合金加工成直徑12mm, 厚度1mm的圓片，表面用碳化硅砂紙磨光至1200號(hào)。試樣表面用丙酮清洗，酒精超聲清洗 10min 后，用去離子水清洗備用。

采用電解液為 0.9 % NaCl；細(xì)胞培養(yǎng)液 RPMI含 10 % 的小牛血清；細(xì)胞培養(yǎng)液 RPMI 含 10 %的小牛血清 加 10 000 個(gè)/ ml CEM 細(xì)胞。（人類起源的淋巴細(xì)胞系） 

采用的電化學(xué)腐蝕儀 Bioreactor 由法國制造。參比電極為 Ag/AgCl 電極 輔助電極為 Pt 電極通過腐蝕儀外的熱空氣控制溫度為 37.0 0.2，通過 0.01mol/L NaOH 或 CO 2 控制電解液的 pH值為 7.40 0.02，通過注入氮?dú)馀懦娊庖褐械难酢?/p>

電化學(xué)測試方法參照標(biāo)準(zhǔn) ISO/TC106/SC2/WG12NO8 進(jìn)行，將清洗過的試樣放入電極，工作電極調(diào)整電壓強(qiáng)度使工作電極在-1 500mV/SCE, 維持15min，然后測量其自腐蝕電位 2 h，記錄 2 h 的電壓為該測量試樣的自腐蝕電位 E r， 然后再調(diào)整電壓強(qiáng)度使工作電極在-1 500mV/SCE, 維持 15 min 繼續(xù)，進(jìn)行極化曲線的測量，極化曲線測量采用的電壓范圍為-1 500 mV 至 4 000 mV 電壓增長速度為 10mV/min，根據(jù)電壓 電流密度繪制極化曲線，并求出腐蝕電位 E c 和維鈍電流密度 I p 以上所有操作均在電腦控制下完成。

3、結(jié)果與討論

3.1 腐蝕環(huán)境對鈦合金自腐蝕電位 E r 的影響

圖 1 為 3 種鈦合金在不同腐蝕液中的腐蝕電位-時(shí)間曲線。可以看出， 腐蝕電位經(jīng)過初始迅速增加后在 20min 后趨于穩(wěn)定，說明合金表面在腐蝕環(huán)境中形成表面膜 自腐蝕電位是腐蝕體系不受外加極化條件下的穩(wěn)定電位，這一參數(shù)反映金屬的熱力學(xué)特性和金屬電極的表面狀態(tài)。在 0.9% NaCl 溶液中，Ti6Al4V 的腐蝕電位最高 +100mV Ti75 合金-250mV 與 TiZr -190mV 接近。當(dāng)腐蝕溶液為含有 10 % 的小牛血清細(xì)胞培養(yǎng)液 RPMI 時(shí)，3 種合金的自腐蝕電位均明顯降低 Ti6Al4V 的腐蝕電位降低了 360mV Ti75 合金與 TiZr 合金分別降低 270mV和210mV。當(dāng)添加活性細(xì)胞后，Ti6Al4V的自腐蝕電位降低更加明顯 -910mV 并低于 Ti75-500mV 與 TiZr -460mV 合金，而活細(xì)胞對Ti75 與 TiZr 合金的自腐蝕電位影響較小。說明生物環(huán)境對 Ti6Al4V 合金的表面氧化膜形成的影響較Ti75與 TiZr 合金大細(xì)胞培養(yǎng)液含有多種無機(jī)鹽，氨基酸及維生素 與 0.9% NaCl 溶液相比更加接近人體的生理環(huán)境。鈦合金在含有 10 % 的小牛血清細(xì)胞培養(yǎng)液RPMI 中 表面氧化膜的形成，受到其中帶電荷的氨基酸及蛋白質(zhì)分子的影響，使合金的熱力學(xué)穩(wěn)定性受到影響。當(dāng)活性細(xì)胞添加后，活性細(xì)胞的代謝需要氧，因此在腐蝕溶液中與金屬表面氧化膜形成過程中爭奪氧，從而使 3 種鈦合金的自腐蝕電位降低。說明 3 種合金在體外模擬生物體液中的自

腐蝕傾向明顯高于單純的 0.9% NaCl 溶液，且Ti6Al4V 合金較其它兩種合金更明顯。

3.2 腐蝕液對鈦合金電化學(xué)行為影響

本實(shí)驗(yàn)中鈦合金在外加極化條件下，電流密度為 0 時(shí)的電位為腐蝕電位，E c 當(dāng)外加電壓高于 E c后，鈦金屬電極處于活化狀態(tài)。電流隨著電壓的增大而增加，隨著金屬表面鈍化膜的形成 金屬在腐蝕環(huán)境中轉(zhuǎn)化為鈍化狀態(tài)，電流密度隨電壓的增加而保持不變。此時(shí)的電流密度為維鈍電流密度 I p本研究中為了觀察3 種鈦合金在生物體液中的電化學(xué)行為，觀察了電壓在-1 500mV~1 200mV 間的電流密度變化。見圖 2 。在人體環(huán)境中，人體電化學(xué)電位一般在 400mV~500mV 之間，因此觀察 3 種合金在該期間的電化學(xué)行為就非常重要 與 0.9%NaCl 溶液中的腐蝕電位相比 3 種合金在含有 10 %的小牛血清細(xì)胞培養(yǎng)液中 E c 均降低，而且當(dāng)活性細(xì)胞添加后 E c 進(jìn)一步降低 影響 E c 的主要因素是腐蝕溶液的組成成分 及由此而產(chǎn)生的不同極化性。本實(shí)驗(yàn)結(jié)果說明含有 10 % 小牛血清細(xì)胞的培養(yǎng)液的極化性較 0.9% NaCl 溶液強(qiáng) 而且活性細(xì)胞的添加進(jìn)一步增加其極化性。

金屬進(jìn)入鈍化態(tài)的穩(wěn)定性與鈍化電流密度 I P 相關(guān) 鈍化態(tài)下的陽極電流密度實(shí)際上是鈍化膜溶解速度的當(dāng)量電流密度，鈍化膜的溶解速度越小。鈍化狀態(tài)下的陽極電流密度就越小 金屬在鈍化態(tài)的腐蝕速度就越小 從本實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以看出，在含有10 % 的小牛血清細(xì)胞培養(yǎng)液中 I P 均增加 這與金屬由活化態(tài)進(jìn)入鈍化態(tài)的速度有關(guān)。金屬在含有10 % 的小牛血清細(xì)胞培養(yǎng)液中鈍化速度最慢，在金屬表面就形成了大量的蛋白質(zhì)，氨基酸的生物金屬絡(luò)合物，這些絡(luò)合物的穩(wěn)定性遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于金屬氧化物，使得金屬在該腐蝕環(huán)境中形成的鈍化膜的穩(wěn)定性較低 維鈍電流較高。但當(dāng)添加活性細(xì)胞后 I P均降低，說明金屬表面形成的鈍化膜在添加活性細(xì)胞后穩(wěn)定性增加，已有研究表明蛋白質(zhì)影響金屬的腐蝕行為，在含有蛋白質(zhì)的細(xì)胞培養(yǎng)液中。金屬的腐蝕受到很多因素的影響，如金屬的表面化學(xué)成分，蛋白質(zhì)的吸附，各種氨基酸與金屬離子的反應(yīng)，局部環(huán)境中陰極和陽級間電荷的轉(zhuǎn)移等。在本實(shí)驗(yàn)中發(fā)現(xiàn) 3 種金屬在含有蛋白質(zhì)的細(xì)胞培養(yǎng)液中耐腐蝕性均降低M.A.Khan [9] 等認(rèn)為蛋白質(zhì)可以以多種方式參加腐蝕反應(yīng)，蛋白質(zhì)可以和金屬離子聯(lián)結(jié)，并將金屬離子從金屬表面移走。從而加速了金屬離子的進(jìn)一步溶解，蛋白質(zhì)也可吸附在材料表面，從而阻止氧在金屬表面的擴(kuò)散，而影響金屬鈍化膜的形成。這兩種反應(yīng)都降低了金屬的耐腐蝕性能。

當(dāng)活性細(xì)胞加入后降低了細(xì)胞培養(yǎng)液中蛋白質(zhì)成分對合金的腐蝕行為的影響。活性細(xì)胞在代謝過程中需要蛋白質(zhì)及氨基酸等生物活性分子，同時(shí)分泌和產(chǎn)生各種酶類，這些反應(yīng)干擾了蛋白質(zhì)，氨基酸等生物活性分子與金屬離子的反應(yīng)。因此與其他兩種腐蝕溶液相比3種合金的腐蝕電位最低，且表面很快鈍化，使合金在該溶液中維鈍電流密度較低。

3.3 關(guān)于合金組成成分對耐腐蝕性的影響

Ti6Al4V 合金為 á+a 相合金 Ti75 與 TiZr 合金均為近 á 合金 一般認(rèn)為 a 相合金具有較高耐腐蝕性能，而 Ti75 與 TiZr 合金表現(xiàn)的較優(yōu)良的耐腐蝕性，是由于合金化元素 Zr 的添加 Zr 元素的溶解性低于 Al 和 V 元素。而且其在鈦表面形成的氧化膜為與鈦結(jié)合緊密的金紅石型結(jié)構(gòu)，對底層的合金有很大的保護(hù)作用。由于 Ti75 合金中 Zr 含量較低 因此其耐腐蝕性能低于 TiZr 合金 對 Ti-13Nb-13Zr 合金的電化學(xué)研究實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn) Nb, Zr 元素的添加使鈦表面形成很強(qiáng)的保護(hù)性鈍化膜，不宜于產(chǎn)生化學(xué)性破解 從而使鈦合金表現(xiàn)出很低的溶解性 而且發(fā)現(xiàn)合金化元素形成的氧化物呈分離的束狀鑲嵌在鈦表面的氧化基質(zhì)當(dāng)中。

4、結(jié) 論

1) 鈦合金的生物腐蝕行為在接近人體生理環(huán)境的細(xì)胞培養(yǎng)液及活性細(xì)胞環(huán)境中，與在 0.9% NaCl溶液中有很大差異。因此單純用 0.9% NaCl 溶液對合金的體外生物腐蝕行為進(jìn)行評價(jià)是不科學(xué)的。

2) 3 種合金在 3 種腐蝕液中均具有較高的耐蝕性。Ti75 合金與 TiZr 合金在生物環(huán)境中比 Ti6Al4V合金具有更高的穩(wěn)定性。

參考文獻(xiàn) 

[1] Fu Tao 付 濤 et al. Rare Metal Materials and Engineering(稀有金屬材料與工程)[J], 2003, 32(2): 137

[2] Fu Tao 付 濤 et al. Rare Metal Materials and Engineering(稀有金屬材料與工程)[J], 2000, 29(3): 168

[3] Jacobs J J, Skipor A K, Black J et al. Release and Excretion ofMetal in Patient Who Have a Total Hip-replacementComponent Made of Titanium-base Alloy[J]. J Bone Jt Surg,1991, 73A: 1 475

[4] Agins H J, Alcock N W, Bansal M et al. Metallic Wear inFailed Titanium-alloy Total Hip Replacement[J]. J Bone JtSurg, 1988, 70A: 347

[5] Jasty M. Clinical Reviews: Particulate Debris and Failure ofTotal Hip Replacements[J]. J Appl Biomater, 1993, 4: 273

[6] Walker P S, Gold B L. The Tribology (friction lubrication andwear) of All-metal Artificial Hip Joints[J]. Wear, 1971, 17: 285

[7] Velten D, Biehl V, Aubertin F, Valeske B, Possart W, Bre-me J. Preparation of TiO 2 Layers on cp-Ti and Ti6Al4V byThermal and Anodic Oxidation and by Sol-gel CoatingTechniques and Their Characterization[J]. J Biomed MaterRes, 2002, 59: 18~28

[8] Chern Lin J H, Lo S J, JU C P. Biocorrosion Study ofTitanium-cobalt Alloys[J]. Journal of Oral Rehabilitation,1995, 22: 331~335

[9] Sousa S R, Barbosa M A. Corrosion Resistance of Titani-um cp in Salin Physiological Solutions with CalciumPhosphate and Protein[J]. Clin Mater, 1993, 12: 1~4

[10] Khan M A, Williams R L, Williams D F. ConjointCorrosion and Wear in Titanium Alloys[J]. Biomaterials,1999, 20: 765~772

[11] Zhang Yumei (張玉梅), Guo Tianwen (郭天文), Li Zuochen(李佐臣) et al. Rare Metal Materials and Engineering (稀有金屬材料與工程)[J], 1999, 28(2): 125

[12] Khan M A, Williams R L, Williams D F. The CorrosionBehavior of Ti6Al4V, Ti6Al7Nb and Ti13Nb13Zr inProtein Solutions[J]. Biomaterials, 1999, 21: 631~637

[13] Davidson J A, Mishra A K, Kovacs P, Poggie R A. NewSurface-hardened, Low Modulus, Corrosion ResistantTi13Nb13Zr Alloy for Total Hip Arthroplasty[J]. BiomedMater Eng, 1994, 4: 321~243