1、前　言

隨著人口的老齡化, 現(xiàn)代醫(yī)學(xué)界對(duì)醫(yī)用金屬材料需求與日俱增 [1,2] 。 鎳鈦合金因其優(yōu)異的超彈性、 形狀記憶性和生物相容性 [3,4] , 已廣泛應(yīng)用于人工關(guān)節(jié)、 牙科植入、 心血管支架等植入領(lǐng)域, 成為了理想的生物醫(yī)用金屬材料 [5-8] 。 但由于該合金長(zhǎng)期使用不可避免地會(huì)被腐蝕, 導(dǎo)致鎳離子釋放到生理環(huán)境中, 嚴(yán)重制約了鎳鈦合金作為醫(yī)用植入體材料的發(fā)展 [9-11] , 因此為了提高植入體的安全可靠性, 需對(duì)鎳鈦合金表面進(jìn)行處理。 本文對(duì)鎳鈦合金醫(yī)用性能進(jìn)行了總結(jié), 并重點(diǎn)介紹了不同表面改性技術(shù)的研究進(jìn)展, 同時(shí)對(duì)未來(lái)鎳鈦合金表面改性技術(shù)的發(fā)展進(jìn)行了展望, 為后期的深入研究提供參考。

2、鎳鈦合金性能特征

2.1　物理機(jī)械性能

鎳鈦合金作為醫(yī)用植入體, 首先要考慮其力學(xué)性能。

對(duì)鎳鈦合金和醫(yī)用 316L 不銹鋼的基本物理機(jī)械性能進(jìn)行對(duì)比, 如表 1 所示 [12-14] 。 從表中可以看出鎳鈦合金密度比 316L 不銹鋼的小, 彈性模量也與人骨相近, 甚至可恢復(fù)形變能力達(dá)到了 8% [15] 。 因此在以鎳鈦合金為原材料時(shí), 植入體的應(yīng)力屏蔽問(wèn)題顯著減少 [16,17] 。 這意味著植入體在使用過(guò)程中不需要吸收大部分外力, 有利地促進(jìn)了鎳鈦合金在人體內(nèi)的廣泛應(yīng)用。

2.2　超彈性

所謂的超彈性, 就是通過(guò)機(jī)械誘導(dǎo)的外力作用引起鎳鈦合金馬氏體相變 [18] 。 當(dāng)外力作用時(shí), 鎳鈦合金發(fā)生形變; 當(dāng)外力卸載后, 鎳鈦合金形變消失恢復(fù)原狀。 從宏觀的角度來(lái)說(shuō), 材料能在較大的應(yīng)變范圍內(nèi)保持內(nèi)應(yīng)力基本不變 [19,20] 。 鎳鈦合金應(yīng)力-應(yīng)變與骨骼及肌腱的應(yīng)力-應(yīng)變行為非常相似, 呈現(xiàn)非線(xiàn)性關(guān)系, 如圖 1 所示 [21] 。 這使得以鎳鈦合金為基體的植入體在人體中可以加快傷口愈合, 減小植入體對(duì)組織造成的創(chuàng)傷 [22,23] 。

鎳鈦合金的應(yīng)力-應(yīng)變溫度曲線(xiàn)展示了其超彈性演變過(guò)程, 如圖 2 所示 [24] 。 鎳鈦合金在原點(diǎn) O 處處于奧氏體狀態(tài), 在沒(méi)有外加應(yīng)力的情況下以孿晶形態(tài)沿路徑OA 冷卻, 并通過(guò)相變點(diǎn) A f 、 A s 、 M s 和 M f 。 從 A 點(diǎn)到 B點(diǎn)發(fā)生去孿生及重新取向的形變, 從 B 點(diǎn)到 C 點(diǎn)則進(jìn)行彈性卸載 [25,26] 。 當(dāng)加熱到 Af 以上相變從 O 點(diǎn)加載到 E點(diǎn)時(shí), 鎳鈦合金可通過(guò)應(yīng)力誘發(fā)馬氏體相變, 從而獲得高達(dá) 11%的應(yīng)變 [26] 。 只要不達(dá)到永久變形點(diǎn), 材料就會(huì)恢復(fù)超彈性, 回到奧氏體態(tài) [27,28] 。

2.3　形狀記憶性

鎳鈦合金具有傳統(tǒng)的單程、 雙程甚至全程形狀記憶效應(yīng), 這些效應(yīng)都植根于其相變特性 [29,30] 。 當(dāng)合金發(fā)生形變時(shí), 可通過(guò)施加外部載荷或改變溫度來(lái)誘導(dǎo), 使它恢復(fù)塑性形變回到原始形狀。鎳鈦合金經(jīng)過(guò)外力作用訓(xùn)練后可得到雙程形狀記憶效應(yīng), 如圖 3 所示 [19] 。 而該合金經(jīng)過(guò)訓(xùn)練的最大可恢復(fù)形變達(dá) 9% ~ 10%, 大于單程記憶效應(yīng)的最大恢復(fù)形變

量 [31] 。 因此, 在矯正外科領(lǐng)域, 常常利用鎳鈦合金的形狀記憶效應(yīng), 控制合金相變溫度使它接近人體環(huán)境溫度,使它植入人體后自動(dòng)恢復(fù)至預(yù)定形狀 [32,33] 。

2.4　生物相容性

生物相容性是指植入體在人體內(nèi)引起適當(dāng)反應(yīng)和產(chǎn)生有效協(xié)作的能力 [34] 。 其中, 生物相容性包括組織相容性、 血液相容性和力學(xué)相容性, 三者密切相關(guān)但又各有側(cè)重。 組織相容性是植入體與生物組織, 如皮膚、 肌肉、骨骼等的相互適應(yīng)的能力, 常常以植入體組成元素的細(xì)胞毒性來(lái)評(píng)估 [35] 。 而鎳鈦合金組織相容性的重點(diǎn)在于鎳元素的釋放是否會(huì)在人體內(nèi)引發(fā)副作用, 國(guó)內(nèi)外研究人員對(duì)此進(jìn)行了大量研究。 林鐘石等 [36] 對(duì)熱氧化處理后的鎳鈦合金進(jìn)行細(xì)胞毒性試驗(yàn)、 溶血試驗(yàn)、 血栓形成試驗(yàn)、遺傳毒性試驗(yàn)等一系列生物安全研究, 結(jié)果表明鎳鈦合金的生物安全性符合規(guī)范要求。 Liu 等 [37] 在鎳鈦合金表面制備包含鎳、 鈦、 氧元素的納米管, 研究得出鎳元素的釋放量對(duì)細(xì)胞相容性影響不大。

血液相容性的優(yōu)劣程度是影響植入體功能的一個(gè)重要指標(biāo)。 所謂血液相容性, 就是指植入體在人體血液中引起正常生物反應(yīng), 保持有效生物功能的能力 [38] 。 隨著對(duì)鎳鈦合金醫(yī)用材料需求的不斷增長(zhǎng), 血液相容性受到的關(guān)注度也越來(lái)越高, 其性能一般從抗凝血和不損傷血液功效兩方面來(lái)判斷 [39,40] 。 大多數(shù)醫(yī)用金屬材料的血液相容性都比較差, 因?yàn)榈鞍踪|(zhì)和血小板容易吸附在帶正電的材料表面, 造成感染或血栓等不良反應(yīng) [41,42] , 因而表面結(jié)構(gòu)及元素組成是決定植入體生物相容性的關(guān)鍵。

生物力學(xué)相容性包括植入材料力學(xué)性能與人體組織相匹配、 共存、 協(xié)調(diào)的能力 [43] 。 由于金屬植入體彈性模量跟人骨相比差異較大, 這種不連續(xù)的力學(xué)性能可能會(huì)在人體內(nèi)形成應(yīng)力屏蔽, 導(dǎo)致植入體遭受體液腐蝕、 摩擦失效以及疲勞破壞等 [44,45] , 因此對(duì)于彈性模量的研究與評(píng)價(jià)成為了醫(yī)用金屬材料的重點(diǎn)研究方向。 而鎳鈦合金具有跟骨骼及肌肉相似的彈性模量和應(yīng)力-應(yīng)變行為,通過(guò)表面改性技術(shù)可以大大提高其生物相容性, 使該合金更廣泛地應(yīng)用于介入醫(yī)療領(lǐng)域。

3、提高耐蝕性和生物相容性的表面改性

研究表明, 鎳鈦合金在人體中不可避免地會(huì)被腐蝕,釋放的鎳離子可誘發(fā)過(guò)敏和慢性炎癥, 嚴(yán)重影響植入材料的性能 [46,47] 。 而血液相容性作為衡量鎳鈦合金植入體性能的重要指標(biāo), 其主要影響因素包括表面微納結(jié)構(gòu) [48] 、 元素成分 [49] 等。 人體環(huán)境中, 植入體血液相容性能優(yōu)異時(shí), 血小板不易損傷和黏附在材料表面, 可有效緩解血栓的形成 [50,51] 。 此外, 特定的元素組成及表面形貌更利于細(xì)胞的增殖分化 [52] 。 通過(guò)調(diào)整合金表面的微納結(jié)構(gòu)、 元素組成, 可以在保持耐蝕性以及減少鎳離子析出的情況下實(shí)現(xiàn)植入物血液相容性的提升 [53,54] 。 目前,國(guó)內(nèi)外學(xué)者大多采用電火花表面改性、 激光誘導(dǎo)、 陽(yáng)極氧化、 自組裝合成及化學(xué)改性這 5 種表面改性技術(shù)來(lái)提高鎳鈦合金的耐蝕性和生物相容性。

3.1　電火花表面改性

電火花加工是基于在絕緣工作介質(zhì)中的兩極間產(chǎn)生脈沖放電來(lái)電蝕加工導(dǎo)電材料的一種技術(shù)方法 [55] 。 鎳鈦合金具有導(dǎo)熱系數(shù)低 [56] 、 延展性好 [57] 、 粘度高 [58] 的特點(diǎn), 使用電火花加工有利于放電熱量有效集中和利用 [59,60] 。 馮超超等 [61]采用磁力攪拌電火花加工技術(shù)制備鎳鈦合金的疏水表面。 在電火花加工中使用磁力攪拌技術(shù)可以穩(wěn)定加工過(guò)程, 提高加工效率, 并且有效緩解電極損耗及異常放電情況 [62,63] 。 而且由于疏水表面具有獨(dú)特的自潔性、 低粘附性等特點(diǎn) [64-66] , 可以通過(guò)表面改性技術(shù)使鎳鈦合金材料表面轉(zhuǎn)變成疏水狀態(tài)。 這樣植入體在阻礙細(xì)菌粘附、 降低感染風(fēng)險(xiǎn) [67] 、 減少蛋白質(zhì)及血小板的粘附和改善血液相容性方面可獲得巨大的提升 [68] 。 當(dāng)電流為1.5A、 脈寬為60μs 時(shí), 可在鎳鈦合金表面形成凝固鼓包-凹坑-氣孔-顆粒的復(fù)合形貌, 最大接觸角達(dá)到 138.2°, 大幅提升鎳鈦合金表面的疏水性。

為了探究不同結(jié)構(gòu)尺寸參量對(duì)疏水性的影響, 實(shí)現(xiàn)鎳鈦合金疏水表面的大規(guī)模可控制備。 Hou 等 [69] 受蝴蝶翅膀微觀結(jié)構(gòu)的啟發(fā), 采用電火花線(xiàn)切割技術(shù)在鎳鈦合金表面制備了不同間距的可控各向異性?xún)A斜微柱, 如圖 4 所示 [69] , 并觀察其靜態(tài)接觸角。 結(jié)果表明, 當(dāng)支撐水滴的柱子數(shù)量相同時(shí), 水滴的接觸角隨間距的增加而減小。 具有傾斜微柱結(jié)構(gòu)的鎳鈦合金表面最大接觸角可達(dá) 160.1°, 比光滑表面提高了約 78%, 大幅提高了鎳鈦合金表面抗菌性。

3.2　激光誘導(dǎo)

激光誘導(dǎo)是將高能激光光束聚焦在待加工表面, 并與它發(fā)生相互作用, 通過(guò)熱效應(yīng)實(shí)現(xiàn)表面材料的去除或燒蝕, 從而達(dá)到表面改性的目的 [70-72] 。 Zhou 等 [73] 用脈沖激光在鎳鈦合金表面燒蝕出不同尺寸間距的溝槽, 并探究在不同尺寸脊間距下人體細(xì)胞排列和黏附行為, 如圖 5所示 [73] 。 在脊間距為 30 和 60μm 的凹槽上時(shí), 干細(xì)胞沿平行槽方向排列生長(zhǎng)。 而在脊間距為 110μm 的凹槽上時(shí),干細(xì)胞偏離槽方向生長(zhǎng)。 這是由于凹槽兩側(cè)鎳鈦合金約束的影響, 人體細(xì)胞在脊間距為 110μm 的凹槽上更易運(yùn)動(dòng)擴(kuò)張。 因此, 激光織構(gòu)的脊間距為 30 和 60μm 的凹槽時(shí)對(duì)人體細(xì)胞排列具有更好的控制能力 [74,75] 。

Cui 等 [76] 在鎳鈦合金表面用新型納秒激光輻照技術(shù)加工出香蕉狀、 熱狗狀、 甜甜圈狀 3 種不同形狀的結(jié)構(gòu),并將它與具有光滑表面的鎳鈦合金進(jìn)行電化學(xué)腐蝕實(shí)驗(yàn)對(duì)比, 如圖 6 所示。 與鎳鈦合金表面其他圖案樣品相比,甜甜圈狀表面具有最好的耐腐蝕性能。 Zhang 等 [77] 使用激光沖擊強(qiáng)化(laser shock peening, LSP)技術(shù)對(duì)鎳鈦合金進(jìn)行處理。 細(xì)胞培養(yǎng)研究表明, 經(jīng)過(guò)處理的樣品具有較低的細(xì)胞毒性和較高的細(xì)胞存活率, 并且顯著地降低了初始鎳離子釋放速率。 在模擬體液中的電化學(xué)測(cè)試和浸泡試驗(yàn)表明, LSP 技術(shù)增強(qiáng)了鎳鈦合金耐腐蝕性, 提高了鈣沉積速率。 另外, 經(jīng) LSP 處理后, 鎳鈦合金硬度由(226±3)HV 提高到(261±3)HV, 改善了它在生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用中的力學(xué)性能。

3.3　陽(yáng)極氧化

陽(yáng)極氧化是通過(guò)外加電場(chǎng)將金屬置于電解液中作為陽(yáng)極, 進(jìn)行氧化的電化學(xué)過(guò)程, 是一種廣泛使用的表面改性技術(shù) [78,79] 。 Yang 等 [80]在含氟離子的乙二醇陽(yáng)極電解液中對(duì)鎳鈦合金進(jìn)行處理, 并在合金表面形成了具有均勻孔狀分布的納米級(jí)氧化物。 陽(yáng)極氧化后的鎳鈦合金表面形成的氧化層主要由二氧化鈦組成, 鎳含量顯著降低, 但形成的孔隙的大小和形狀受到反應(yīng)條件的影響。此外, 經(jīng)陽(yáng)極氧化處理后的鎳鈦合金表面對(duì)大腸桿菌的抑菌活性也有所提高。

為了抑制鎳鈦合金陽(yáng)極氧化過(guò)程中產(chǎn)生的點(diǎn)蝕現(xiàn)象,減少孔隙生成及鎳離子釋放 [81] , Ohtsu 等 [82] 創(chuàng)新性地采用了脈沖硝酸電解質(zhì)的陽(yáng)極氧化技術(shù)。 硝酸與合金產(chǎn)生鈍化反應(yīng), 形成厚度約為 50nm 的無(wú)孔無(wú)鎳的二氧化鈦層, 提高了鎳鈦合金的親水性和耐腐蝕性。 這種新形成的二氧化鈦表面使鎳鈦合金表面鎳離子釋放速率顯著減小, 進(jìn)一步增強(qiáng)了細(xì)胞在其表面的增殖速率。 圖 7 為未處理表面、 連續(xù)電壓陽(yáng)極氧化表面、 脈沖電壓陽(yáng)極氧化表面、 熱氧化表面以及純鈦表面的細(xì)胞數(shù)量的對(duì)比。 細(xì)胞實(shí)驗(yàn)表明, 在 168h 的培養(yǎng)期內(nèi), 經(jīng)脈沖電壓陽(yáng)極氧化處理后的表面細(xì)胞增殖率比未經(jīng)處理的表面高約 1.5 倍。

這些顯著優(yōu)勢(shì)表明, 在硝酸電解液中的脈沖陽(yáng)極氧化是一種創(chuàng)新的表面改性工藝, 克服了鎳鈦合金相關(guān)的關(guān)鍵缺陷, 增強(qiáng)了其生物相容性 [82] 。

3.4　自組裝合成

自組裝技術(shù)依靠弱共價(jià)鍵、 氫鍵、 離子鍵、 范德華力等分子間作用力在金屬表面構(gòu)建出一種通用、 廉價(jià)且高效的生物活性表面 [83,84] 。 殼聚糖作為一種具有良好抗菌性、 吸附性、 生物相容性的天然有機(jī)化合物 [85] , 在醫(yī)用領(lǐng)域具有很高的應(yīng)用價(jià)值。 Ying 等 [86] 將硫酸葡聚糖/殼聚糖通過(guò)層層自組裝技術(shù)接枝到以鎳鈦合金為襯底的氮化鈦涂層上, 形成的氮化鈦涂層和硫酸葡聚糖/ 殼聚糖多層膜使得鎳離子的釋放量明顯降低。 細(xì)胞實(shí)驗(yàn)表明該表面修飾工藝有利于成骨細(xì)胞在鎳鈦合金表面的生長(zhǎng)。

Milo?ev 等 [87] 在氧化物覆蓋的鎳鈦合金表面自組裝形成了十八烷基膦酸酯共價(jià)鍵合膜。 通過(guò)測(cè)量分析鎳鈦/ 十八烷基膦酸酯界面結(jié)構(gòu)及帶電十八烷基膦酸酯/ 溶液界面結(jié)構(gòu), 可知生成的十八烷基膦酸酯界面強(qiáng)度穩(wěn)定且耐腐蝕,有效阻礙了鎳離子的釋放。 Zhao 等 [88] 通過(guò)氫氧化鉀溶液與鎳鈦合金發(fā)生的堿腐蝕反應(yīng), 在鎳鈦合金表面生長(zhǎng)出以二氧化鈦、 氫氧化鎳和鈦酸鉀為主的納米薄片, 從而使合金獲得了良好的細(xì)胞功能和免疫微環(huán)境。 實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析表明, 在室溫條件下, 經(jīng)堿腐蝕處理后的樣品可顯著促進(jìn)內(nèi)皮細(xì)胞的功能, 如增殖、 遷移、 一氧化氮產(chǎn)生、 血管內(nèi)皮生長(zhǎng)因子分泌和血管生成。 此外, 在 15mol·L^-1氫氧化鉀中生長(zhǎng)的自組裝納米片可以直接或間接將巨噬細(xì)胞轉(zhuǎn)換為抗炎 M2 表型, 加快支架的再內(nèi)皮化, 從而解決相關(guān)的并發(fā)癥。

3.5　化學(xué)改性

通過(guò)化學(xué)處理, 利用鈦元素對(duì)氧元素的高結(jié)合親附力 [89] , 在鎳鈦合金表面形成生物活性?xún)?yōu)異且耐腐蝕的無(wú)鎳二氧化鈦改性層 [90] 。 Sharma 等 [91] 用去離子水、 氫氟酸和硝酸組成的溶液對(duì)鎳鈦合金表面進(jìn)行氧化處理。 經(jīng)過(guò)處理的表面與未處理的表面相比, 更容易形成無(wú)鎳二氧化鈦層。 Huang 等 [92] 在鎳鈦合金表面采用去合金化制備了二氧化鈦納米孔涂層。 低溫去合金化處理可以得到表面深度為 130nm 的無(wú)鎳二氧化鈦, 大幅減少了鎳離子的釋放。 對(duì)處理前后的鎳鈦合金進(jìn)行直接接觸法和干細(xì)胞體外分離培養(yǎng)法的細(xì)胞實(shí)驗(yàn), 結(jié)果表明, 具有無(wú)鎳二氧化鈦納米孔涂層的植入體可以避免人體過(guò)敏, 并改善鎳鈦合金的生物相容性。

4、鎳鈦合金表面復(fù)合改性

研究發(fā)現(xiàn), 盡管采用了不同的改性技術(shù)在鎳鈦合金表面構(gòu)建出活性微納結(jié)構(gòu)層, 但是所構(gòu)建的結(jié)構(gòu)層不穩(wěn)定, 易失效 [93,94] 。 例如, 激光誘導(dǎo)的鎳鈦合金表面存在裂紋 [95] , 并對(duì)周?chē)h(huán)境產(chǎn)生依賴(lài)且隨時(shí)間的變化而自然老化 [96] , 使得這類(lèi)鎳鈦合金改性表面在人體內(nèi)的可靠性受到限制。 此外, 在高溫或腐蝕性液體相互作用下合金易損壞 [97,98] 。 在激光加工表面涂覆低表面能的化學(xué)層被認(rèn)為是提高超疏水表面加工效率和穩(wěn)定性的常用方法 [99] 。 Yang 等 [100] 為了進(jìn)一步提高鎳鈦合金的耐蝕性和生物相容性, 提出了采用激光輻照和聚二甲基硅氧烷復(fù)合改性方法制備接觸角為 155.4°±0.9°、 滑動(dòng)角為 4.4°±1.1°的超疏水表面。 聚二甲基硅氧烷超疏水表面表現(xiàn)出優(yōu)異的防腐性能。 鎳離子釋放實(shí)驗(yàn)也表明, 此復(fù)合改性方法有效地抑制了鎳離子在電解液和模擬體液中的游離,大大增強(qiáng)了鎳鈦合金生物相容性。

然而, 在激光誘導(dǎo)表面涂覆低表面能化學(xué)層的復(fù)合改性過(guò)程中, 制備的表面可能會(huì)受到有毒物質(zhì)的污染,如氟烷基硅烷和硬脂酸 [101,102] 。 受到污染的鎳鈦合金功能表面對(duì)人體生物環(huán)境的副作用限制了其應(yīng)用價(jià)值 [103] 。Wang 等 [104] 通過(guò)納秒激光去除混合碳離子注入的方法,在鎳鈦合金襯底上僅用 16h 就快速制備出綠色環(huán)保的超疏水表面。 與單一的激光誘導(dǎo)相比, 該方法具有較高的效率。 通過(guò)機(jī)械磨損試驗(yàn)發(fā)現(xiàn), 碳離子注入后表面組織的力學(xué)性能得到提高, 表現(xiàn)出良好的結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性。

為保持鎳鈦合金形狀記憶和超彈性特征, 同時(shí)防止血小板的過(guò)度黏附和聚集, Witkowska 等 [32] 采用低溫等離子體氧化和射頻化學(xué)氣相沉積工藝相結(jié)合的方法制備了氮和氫改性的非晶碳涂層(a-CNH)與二氧化鈦復(fù)合表面層。 這種復(fù)合結(jié)構(gòu)增強(qiáng)了材料的耐腐蝕性, 并且表面的低粗糙度和化學(xué)成分有效降低了血小板的粘附性和聚集性, 改善了鎳鈦合金的生物相容性。

5、結(jié)語(yǔ)

盡管具有超彈性、 形狀記憶性以及良好物理機(jī)械性與生物相容性的鎳鈦合金是介入醫(yī)療領(lǐng)域應(yīng)用最為廣泛的金屬材料, 但它會(huì)在生理環(huán)境中被腐蝕而釋放鎳離子,導(dǎo)致過(guò)敏和慢性炎癥, 引發(fā)人體生物安全風(fēng)險(xiǎn)。 同時(shí)血液組元易吸附在帶正電的材料表面, 造成血栓等不良反應(yīng)。 因此, 通過(guò)表面改性技術(shù)改善鎳鈦合金植入體的耐蝕性和生物相容性是非常重要的。 近年來(lái), 研究者們開(kāi)發(fā)了許多先進(jìn)的表面改性技術(shù), 如電火花表面改性、 激光誘導(dǎo)、 陽(yáng)極氧化、 自組裝以及化學(xué)改性等。 雖然這些表面改性技術(shù)可以在很大程度上改善鎳鈦合金植入體的性能, 但仍存在許多問(wèn)題, 如制備成本高, 制備方法對(duì)人體有害, 工藝過(guò)程不穩(wěn)定等。 鑒于此, 對(duì)鎳鈦合金表面改性總結(jié)及展望如下。

(1)隨著對(duì)鎳鈦合金植入體的需求不斷增長(zhǎng), 具有低成本和可大規(guī)模生產(chǎn)的表面改性技術(shù)獲得越來(lái)越多的重視。 同時(shí), 隨著對(duì)微銑削加工的深入研究, 該加工技術(shù)憑借高精度、 高效率、 低成本等諸多優(yōu)勢(shì)在機(jī)械制造中得到廣泛應(yīng)用。 將微銑削技術(shù)應(yīng)用于鎳鈦合金表面改性, 并探究微結(jié)構(gòu)參數(shù)對(duì)表面潤(rùn)濕性的影響, 實(shí)現(xiàn)疏水表面的大規(guī)模可控制備是很有必要的。

(2)隨著對(duì)鎳離子對(duì)人體副作用的認(rèn)識(shí), 現(xiàn)在大部分鎳鈦合金表面改性都在以減少鎳離子析出為基本出發(fā)點(diǎn)來(lái)提高材料耐蝕性和生物相容性。 但在化學(xué)改性過(guò)程中, 可能會(huì)出現(xiàn)有毒物質(zhì)的污染及制備的表面易失效的問(wèn)題, 因此開(kāi)展無(wú)毒無(wú)污染的化學(xué)改性研究以提高植入體的使用性與穩(wěn)定性, 對(duì)增強(qiáng)植入體的安全性具有重要的意義。

(3)面對(duì)鎳鈦合金表面單一改性制備的微納結(jié)構(gòu)不穩(wěn)定、 耐蝕性及生物相容性不滿(mǎn)足使用要求等問(wèn)題, 探索多技術(shù)復(fù)合改性, 取長(zhǎng)補(bǔ)短的發(fā)展道路是很有價(jià)值的。如將可構(gòu)建規(guī)則微結(jié)構(gòu)的微銑削技術(shù)與可制備納米孔陣列管的陽(yáng)極氧化技術(shù)結(jié)合起來(lái), 依次對(duì)鎳鈦合金進(jìn)行改性處理, 制備出有序的微/ 納結(jié)構(gòu), 為改善植入體的生物相容性提供了新的思路。

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