常用医用金属材料汇总

1、常用医用金属材料概述生物医用金属材料 (biomedical metallic materials) 用于整形外科、牙科等领域。由它制成 的医疗器件植人人体内， 具有治疗、 修复、替代人体组织或器官的功能，是生物医用材料的 重要组成部分。生物医用金属材料是人类最早利用的生物医用材料之一，其应用可以追溯到公元前400300 年，那时的腓尼基人就已将金属丝用于修复牙缺失。1546年纯金薄片被用于修复缺损的颅骨。直到 1880 年成功地利用贵金属银对病人的膝盖骨进行缝合， 1896 年利用镀镍 钢螺钉进行骨折治疗后，才开始了对金属医用材料的系统研究。本世纪 30 年代，随着钻铬 合金、不锈钢和钛及合

2、金的相继开发成功并在齿科和骨科中得到广泛的应用， 奠定了金属医 用材料在生物医用材料中的重要地位。 70年代， Ni-Ti 形状记忆合金在临床医学中的成功应 用以及金属表面生物医用涂层材料的发展， 使生物医用金属材料得到了极大的发展， 成为当 今整形外科等临床医学中不可缺少的材料。虽然近 20 年来生物医用金属材料相对于生物医 用高分子材料、 复合材料以及杂化和衍生材料的发展比较缓慢， 但它以其高强度、 耐疲劳和 易加工等优良性能， 仍在临床上占有重要地位。目前，在需承受较高荷载的骨、牙部位仍将 其视为首选的植人材料。 最重要的应用有： 骨折内固定板、 螺钉、 人工关节和牙根种植体等。生物医用

3、金属材料要在人体内生理环境条件下长期停留并发挥其功能， 其首要条件是材 料必须具有相对稳定的化学性能，从而获得适当的生物相容性。迄今为止，除医用贵金属、 医用钛、袒、锯、铅等单质金属外，其他生物医用金属材料都是合金，其中应用较多的有： 不锈钢、钴基合金、钛合金、镍钛形状记忆合金和磁性合金等。第一节 生物医用金属材料的特性与生物相容性 生物医用金属材料以其优良的力学性能、 易加工性和可靠性在临床医学中获 得了广泛的应用， 其重要性与生物医用高分子材料并驾齐驱， 在整个生物医用材 料应用中各占 45左右。 由于金属材料在组成上与人体组织成分相距甚远，因 此，金属材料很难与生物组织产生亲合， 一般不

4、具有生物活性， 它们通常以其相 对稳定的化学性能， 获得一定的生物相容性， 植人生物组织后， 总是以异物的形 式被生物组织所包裹， 使之与正常组织隔绝。 组织反应一般根据植人物周围所形 成的包膜厚度及细胞浸润数来评价。 美国材料试验学会的 ASTM-F4 的标准规定： 金属材料埋植 6 个月后，纤维包膜厚度 003mm 为合格。人体体液约合 l氯化钠及少量其他盐类和有机化合物，局部酸碱性经常略 有变化，温度保持在 37左右，这种环境对金属材料会产生腐蚀，其腐蚀产物 可能是离子、氧化物、氯化物等，它们与邻近的组织接触，甚至渗人正常组织或 整个生物系统中， 对正常组织产生影响和刺激、 以引起包括组

5、织非正常生长、 畸 变、过敏或炎症、感染等不良生物反应，甚至诱发癌变。腐蚀作用同时会使材料 的力学性能产生衰减， 这两种过程通常单独或协同造成材料的失效。 因此，作为 生物医用金属材料， 首先必须满足两个基本条件： 第一是无毒性； 第二是耐生理 腐蚀性。一、金属材料的毒性生物医用金属材料植人人体后， 一般希望能在体内永久或半永久地发挥生理功能， 所谓 半永久对于金属人工关节来说至少在 15 年以上，在这样一个相当长的时间内，金属表面或多或少会有离子或原子因腐蚀或磨损进人周围生物组织，因此， 材料是否对生物组织有毒就成为选择材料的必要条件。 当然， 某些有毒的金属单质与其他金属元素形成合金后，可

6、以减小甚至消除毒性。例如，不锈钢中含有毒的铁、钴、镍，加人2有毒的铍可减小毒性；加人 20 铬则可消除毒性并增强抗蚀性，因此，合金的研制对开发新型生物医用材料有重要 意义。毒性反应与材料释放的化学物质和浓度有关。 因此，若在材料中需引人有毒金属元素来 提高其他性能， 首先应考虑采用合金化来减小或消除毒性， 并提高其耐蚀性能； 其次采用表 面保护层和提高光洁度等方法来提高抗蚀性能。元素周期表上 70的元素是金属，但由于毒性和力学性能差等原因，适合用于生物医 用、材料的纯金属很少， 多为贵金属或过渡金属元素。 其中基本无毒的金属单质有： 铝(AL )、 镓(Ga) 、铟(In) 、锡(Sn)、钛(

7、Ti) 、锆(Zr) 、钼(Mo) 、钨 (W) 、金(Au) 、铂(Pt) 在常用的生物医 用合金材料中，还常采用铁 (Fe)、钴(Co)、铬(Cr) 、镍(Ni) 、钒(V) 、锰( Mn )等元素，如不 锈钢( CrNi Mn Fe)、钴合金( CoCrNiMnWFe)等。金属的毒性主要作用于细胞， 可抑制酶的活动， 阻止酶通过细胞膜的扩散和破坏溶酶体。 一般可通过组织或细胞培养、急性和慢性毒性试验、溶血试验等来检测。二、耐生理腐蚀性生物医用金属材料的耐生理腐蚀性是决定材料植人后成败的关键。 腐蚀的发 生是一个缓慢的过程， 其产物对生物机体的影响决定植人器件的使用寿命。 医用 金属材料植

8、人体内后处于长期浸泡在含有机酸、碱金属或碱土金属离子(Na+、K+ 、Ca2+)、CI-离子等构成的恒温( 37)电解质的环境中，加之蛋白质、酶 和细胞的作用，其环境异常恶劣，材料腐蚀机制复杂。此外，磨损和应力的反复 作用，使材料在生物体内的磨损过程加剧， 可能发生多种腐蚀机制协同作用的情 况。因此，有必要了解材料在体内环境的腐蚀机制， 从而指导材料的设计和加工。 生物医用金属材料在人体生理环境下的腐蚀主要有八种类型：1均匀腐蚀化学或电化学反应全部在暴露表面上或在大部分表面上均匀进行的一种腐 蚀。腐蚀产物及其进人人体环境中的金属离子总量较大， 影响到材料的生物相容 性。2点腐蚀点腐蚀发生在金属

9、表面某个局部，也就是说在金属表面出现了微电池作用， 而作为阳极的部位要受到严重的腐蚀。 临床资料证实， 医用不锈钢发生点蚀的可 能性较大。3电偶腐蚀发生在两个具有不同电极电位的金属配件偶上的腐蚀。 多见于两种以上材料 制成的组合植人器件， 甚至在加工零件过程中引人的其他工具的微粒屑， 以及为 病人手术所必须使用的外科器械引人的微粒屑， 也可能引发电偶腐蚀。 因此，临 床上建议使用单一材料制作植人部件以及相应的手术器械、工具。4缝隙腐蚀由于环境中化学成分的浓度分布不均匀引起的腐蚀， 属闭塞电池腐蚀， 多发 生在界面部位，如接骨板和骨螺钉，不锈钢植人器件更为常见。5晶间腐蚀发生在材料内部晶粒边界上

10、的一种腐蚀， 可导致材料力学性能严重下降。 一 般可通过减少碳、硫、磷等杂质含量等手段来改善晶间腐蚀倾向。6磨蚀植人器件之间切向反复的相对滑动所造成的表面磨损和腐蚀环境作用所造 成的腐蚀。不锈钢的耐磨蚀能力较差，钻基合金的耐磨蚀能力优良。7疲劳腐蚀材料在腐蚀介质中承受某些应力的循环作用所产生的腐蚀， 表面微裂纹和缺 陷可使疲劳腐蚀加剧。因此，提高表面光洁度可改善这一性能。8应力腐蚀在应力和腐蚀介质共同作用下出现的一种加速腐蚀的行为。 在裂纹尖端处可 发生力学和电化学综合作用， 导致裂纹迅速扩展而造成植人器件断裂失效。 钛合 金和不锈钢对应力腐蚀敏感， 而钻基合金对应力腐蚀不敏感。 在设计和加工

11、金属 医用植人器件时， 一方面，必须考虑上述 8 种腐蚀可能造成的失效， 从材料成分 的准确性、 均匀性、杂质元素的含量以及冶炼铸造后材料的微观组织的调整 （包 括热加工和热处理） 等诸方面对材料的质量加以控制。 另一方面， 由于腐蚀与材 料表面和环境有关， 还必须重视改善材料的表观质量， 如提高光洁度等， 避免制 品在形状、力学设计及材料配伍上出现不当。三、机械性能与生物相容性医用金属材料常作为受力器件在人体内 "服役 "，如人工关节、人工椎体、骨 折内固定钢板、螺钉、骨钉、骨针、牙种植体等。某些受力状态是相当恶劣的， 如人工孵关节，每年要经受约 3.6X1O6 次（以每

12、 1 万步计）可能数倍于人体体 重的载荷冲击和磨损。若要使人工髋关节的使用寿命保持在15 年以上，则材料必须具有优良的机械性能和耐磨损性。（一）强度与弹性模量人体骨的力学性能因年龄、部位而异，评价骨和材料的力学性能最重要的指标有： 抗压强度、抗拉强度、屈服强度、弹性模量、疲劳极限和断裂韧性等。人体骨的强度虽然并 不很高，如股骨头的抗压强度仅为 143MPa 但具有较低的弹性模量；股骨头纵向弹性模量 约为 13.8GPa 径向弹性模量为纵向的 1/3，因此， 允许较大的应变， 其断裂韧性较高。此外， 健康骨骼还具有自行调节能力， 不易损坏或断裂。 与人体骨相反， 生物医用金属材料通常具 有较高的

13、弹性模量，一般高出人体骨一个数量级，即使模量较低的钛合金也高出人体骨的4 5 倍，加之材料不能自行调节状态，因此，材料可能在冲击载荷下发生断裂，如人工髋 关节柄部折断。 要避免断裂发生，通常要求材料的强度高于人骨的3 倍以上。此外，还应有较高的疲劳强度和断裂韧性。 表 3-1 王为常用金属材料的机械性能。 为了保证材料的安全可 靠性，在经过长期临床经验基础上， 提出用于制作人工髓关节的医用金属材料力学性能的基 本要求：屈服强度不低于 450 MPa,极限抗拉强度不低于 800MPa,疲劳强度高于 400MPa,延 伸率高于 8。表 3-1 常用金属材料机械性能金属弹性模量 (GPa)抗张强度

14、(MPa)屈服强度 (MPa)延伸率 (%)疲劳极限 (MPA)硬度 ( 维 氏)316 不锈 钢2006007002403003565260280170200316L 不锈 钢2005406202002505060260280170200铸钴合金2006554508316300锻钴合金2309001540380105086024483265450纯铁1104055503454851518310240钛-6 铝-4 钒1248968301011551380弹性模量是生物医用金属材料的重要物理性质之一， 其值过高或过低都不利于广 泛应用，即呈现生物力学不相容性。 如果金属的弹性模量相对骨骼过高，

15、 在应力 作用下，承受应力的金属和骨将产生不同的应变， 在金属与骨的接触界面处出现 相对的位移， 从而造成界面处的松动， 影响植人器件的功能， 或者造成应力屏蔽， 引起骨组织的功能退化或吸收； 金属的弹性模量过低， 则在应力作用下会造成大 的变形，起不到固定和支撑作用。 因此，一般希望金属材料的弹性模量要尽量接 近或稍高于人骨的弹性模量。 一个金属植人器件的使用寿命常常受到金属与骨组 织界面相容性的制约， 以往所有的生物金属医用材料均不具备生物活性， 金属和 骨组织不会发生牢固的结合， 加之弹性模量差异造成的位移和松动， 使得界面问 题更加突出。近年来广泛开展金属及合金材料 (如钛及其合金 )

16、表面活化的研究， 使得这一界面问题有望解决。 从材料本身属性来看， 不锈钢、 钴基合金都难以同 时满足表面活性和降低模量的要求，目前，唯一有希望的是钛合金，因此，新型 钛合金的开发成为生物医用金属材料的研究热点。(二) 耐磨性对于摩擦部件的医用金属材料， 其耐磨性直接影响到植人器件的寿命， 如金属人工 髋关节、 股骨头磨损会产生有害的金属微粒或碎屑， 这些微粒有较高的能量状态， 容易与体 液发生化学反应， 导致磨损局部周围组织的炎症、 毒性反应等。 金属易于磨损的原因之一是 金属内部的滑移系统较多，在应力作用下滑移不易受到阻碍。材料的硬度可用来反映材料的耐磨性， 因为硬度是材料抵抗其他物体刻划

17、或压人其表面的能力， 也可理解为在固体表面产生局部变形所需的能量。 因此， 可通过提高材料的硬度来 改善耐磨性。 如果提高材料整体的硬度， 则可能损害材料的其他特性， 通常采用表面处理的 方法来使材料表面晶化， 使滑移受到阻碍，从而提高材料的表面硬度。 在某些场合，还可以 考虑选择较为适合的磨擦隅， 以减少磨损。 如采用高密度聚乙烯与钴合金和钛合金配伍。 但 近来又有聚乙烯磨损屑对人有害的报导。 总之， 应尽量避免造成有害磨损物的出现， 并把磨 损产物控制在较低量的水平。 到目前为止， 金属的耐磨损性还没有得到突破性的改善。 因此， 人们又把目光集中于陶瓷材料，用金属做关节柄，陶瓷（Al2O3

18、 、 ZTA 、Si3N4 等）做股骨头的人工关节应运而生。一、医用不锈钢（一）组成、生产工艺与性质医用不锈钢（ stainless steel as biomedical materia）l 为铁基耐蚀合金，是最早 开发的生物医用合金之一， 以其易加工、 价格低廉而得到广泛的应用， 其中应用 最多的是奥氏体超低碳 316L和 317L 不锈钢。表 2-2为常用医用金属材料的成 分表，相应的机械性能见表 3-1。由表 3-2上可见，不锈钢 316、 316L和 317L 的主要区别在于依次碳含量逐渐降低， 而这三种不锈钢的耐腐蚀性依次增强， 其 原因是由于碳可引起材料内晶粒间的腐蚀。此外，增加

19、适量3 4）的钥可增加材料在氯离子环境（生理环境）中的抗腐蚀能力。因此， 316L 和 317L 两种 合金已于 1987年纳人国际标准 ISO5832和 ISO7153中。我国已于 1990年制定 了相应的国家标准 GB12417 一 90，并于 1991 年开始实施。表 3-2 金属材料成分（ ASTM ， 1978）（以质量百分比计）元 素316不锈 钢316L317L铸钴合 金锻钴合 金1 级纯钛钛-6 铝-4 铂铁59700.753.00.200.25钴57674056铬1720182027301621镍121411152.5911钛余量余量铝5.5 6.5钒3.4 4.5碳0.08

20、0.030.350.050.15锰2.001.002.00磷0.03硫0.03硅0.750.100.10钼2.0 4.03.04.05.0 7.0钨1416氯0.030.05氢0.0150.0125氧0.0180.13其 他0.40 合计不锈钢中的铬（ Cr）可形成氧化铬钝化膜，改善抗腐蚀能力；镍（Ni）和（ Cr）起到稳定奥氏体结构的作用；镍的含量为12 14时，可得到单相奥氏体组织，防止转化为其他性能不佳的结构。此外，降低不锈钢中的Si、Mn 等杂质元素及非金属夹杂物，可进一步提高材料的抗腐蚀能力。除组成可以影响到材料的性能外， 材料的制造和加工工艺同样也可以在比较宽的范围内调节 材料的力

21、学性能和耐腐蚀性能。 通常采用两种工艺生产医用不锈钢。 对于低纯度医用不锈钢， 一般采用惰性气体保护， 真空或非真空熔炼工艺生产。 而高纯度医用不锈钢一般先通过真空 熔炼， 然后再用真空电弧炉重熔或电渣重熔除去杂质， 使其纯化。 临床应用较多的高纯度医 用不锈钢， 通常先后经热加工、 冷加工和机械加工制作成各种医疗器件。 冷加工可大幅度提 高医用不锈钢的强度，但并不引起塑性、 韧性的明显降低。采用机械抛光或电解抛光， 可提 高器件表面光洁度， 有助于消除材料表面易腐蚀及应力集中隐患， 提高不锈钢植人器件的使 用寿命。（二）生物相容性医用不锈钢的生物相容性与其在机体内的腐蚀行为及其所造成的腐蚀产

22、物 所引起的组织反应有关。其腐蚀行为涉及均匀腐蚀、点腐蚀、缝隙腐蚀、晶同腐 蚀、磨蚀和疲劳腐蚀。 但常见的有点腐蚀， 一般认为是用含量不足及外力擦伤或 伤等所致； 界面腐蚀也是医用不锈钢的一种重要腐蚀现象， 主要由缝隙腐蚀、 磨 蚀和电偶腐蚀构成， 尤其前两种更为常见。 常因设计不合理导致应力及磨损， 如 在骨折固定板与骨钉、 椎体与销钉之间接触界面产生应力集中和磨损。 由于腐蚀 会造成金属离子或其他化合物进人周围的组织或整个机体， 因而可在机体内引起 某些不良组织学反应，如出现水肿、感染、组织坏死等，从而导致疼痛和过敏反 应等。在多数情况下，人体只能容忍微量浓度的金属腐蚀物存在。因此，必须从

23、 材料的组成、 制造工艺和器件设计等多方面着手， 尽量避免不锈钢在机体内的腐 蚀和磨损的发生。大量的临床资料显示， 医用不锈钢的腐蚀造成其长期植人的稳定性差， 加之 其密度和弹性模量与人体硬组织相距较大， 导致力学相容性差。 因其溶出的镍离 子有可能诱发肿瘤的形成及本身无生物活性， 难于和生物组织形成牢固的结合等 原因，造成其应用比例近年呈下降趋势，但医用不锈钢，尤其是奥氏体 316L 不 锈钢，仍以其较好的生物相容性和综合力学性能以及简便的加工工艺和低成本在 骨科、口腔修复和替换中占有重要的地位。（三）临床应用医用不锈钢在骨外科和齿科中应用最为广泛1人工关节和骨折内固定器械。 如人工髋关节、

24、 半髋关节、 膝关节、肩关 节、 肘关节、腕关节、踝关节及指关节。各种规格的皮质骨和松质骨加 压螺钉、 脊椎钉、骨牵引钢丝、哈氏棒、鲁氏棒、人工椎体和颅骨板等 ，这些植人件 可替代生物体因关节炎或外伤损坏的关节，应用于骨折修 复，骨排列错位校 正，慢性脊柱矫形和颅骨缺损修复等。2在齿科方面，医用不锈钢被广泛应用于镶牙、齿科矫形、牙根种植及辅 助 器件。如各种齿冠、齿桥、固定支架、卡环、基托等；各种规格的嵌 件、牙 列矫形弓丝、义齿和颌骨缺损修复等。3在心血管系统， 医用不锈钢广泛应用于各种植人电极、 传感器的外壳和 合 金导线，可制作不锈钢的人工心脏瓣膜；各种临床介人性治疗的血管 内扩张 支架

25、等。4医用不锈钢在其他方面也获得了广泛的应用，如用于各种眼科缝线、固 定环、 人工眼导线、 眼眶填充等； 还用于制作人工耳导线、 各种宫内避 孕环和用于输卵管栓堵等。二、医用钴基合金（一）组成与性能最早开发的医用铝基合金（ cobalt alloy as bilmedical material）为钴铬钼（ Co CrMo）合金，其结构为奥氏体。以其优良的力学性能和较好的生物相容性， 尤其是优良的耐蚀、耐磨和铸造性能广泛得到应用。其耐蚀性比不锈钢强数 10 倍，硬度比不锈钢高 1/3（见表 3-1）因钻铬铝合金；为了改善钴铬铝合金的疲 劳破坏问题， 70 年代又开发出具有良好疲劳性能的锻造钴镍铬

26、铝钨铁 （Co-Ni-Cr-Mo-W-Fe） 合金和具有多相组织的 MP35N 钻镍铬铝合金。表 3-3 分别 给出了典型钴基合金的成分和性能。此外，精密铸造含钛的钻基合金也有应用， 如商品牌号为 Titaron 和 Titalium 等。目前，应用最多的是铸造钴铬铝合金，该 合金已被纳人 ISO55824 标准，我国也于 1990 年将其歹人国标 GB12417-90。表 3-3 铀基合金成分（）种类元素铸造 CoCrMo锻 造 CoCrWNi热等静 压CoCrMo锻造 CoCrWN锻造i(ISO)CoNiCrMoWF锻造MP35N(ISO)Ni<2.5<1.00.149.0 1

27、1.015.0 25.033.0 37.0Cr26.5 30.02628273019.021.018.0 22.019.0 21.0Mo4.5 7.0575.813.0 4.09.0 10.5W14.016.03.0 4.0Fe<1.0<0.750.15<3.04.0 6.0<1.0Ti0.5 3.5C<0.35<0.050.23<0.05 0.15<0.05<0.025Mn<1.0<1.00.40<2.00<1.00<0.15Si<1.0<1.0<1.00<0.50<0.15S&

28、lt;0.010<0.010Co其他其他其他其他其他其他二）制造工艺与力学性能医用钴基合金的力学性能不仅与其成分密切相关，同样还与其制造工艺有 关。在表 2-4 中的四种粘基合金中，只有钻铬铝合金可以在铸态下直接应用，其 他三类均为医用锻造钻基合金。表 3-4 典型钴墓合金性能性能元素状态屈服强 度（MPa）拉伸强 度（MPa）延伸 率（%）疲劳强度(MPa)铸态 固溶退火515725114315076659CoCrMo锻造退火5339621528250280897(ASTM)4508退火 冷加工 退火 （ASTM）35086260CoCrWNi131015101234558631086

29、010MP35N退火24079550333555850冷加工1206127610冷加工加 时效 退 火（ISO）15863001793800840CoNiCrMoWfe退火冷27560050加工828100018退火(ISO)27660050钴在室温下是六方 （hcp）密排晶体结构，其高温稳定相为面心立方 （fcc ）密排晶体结构。 由于两相的相变自由能较低， 通过合金成分的微调整和塑性加工， 可使合金在室温下得到上 述两相混合的复相组织， 从而提高力学性能。 医用钴基合金的制造加工方法主要有精密铸造、 机械变形加工和粉末冶金三种。精密铸造多用于制造形状复杂的制品， 钻铬铝合金具有较宽的力学性

30、能， 在大多数情况 下可满足临床的要求。 在需要时也可采用固溶退火锻造、 热等静压来改善其组织缺陷， 提高 疲劳性能和力学性能，但后者成本昂贵而很少采用。机械变形工艺可使合金的铸态结构破碎， 并得到晶粒细微的纤维状组织， 提高力学性能。 常用的机械加工工艺有热轧产制、 挤压和冲压。 同铸造钻铬铝合金相比， 锻造钻基合金力学 性能更优越 （见表 2-4）锻造钴基合金的人工孵关节在人体内发生疲劳断裂的概率大大减少。 粉末冶金工艺是先将合金制成粉末，然后通过烧结得到相应的制品。为了提高烧结体的密、 度，多采用热等静压烧结工艺，但其成本高，应用受到限制。 无论采用何种工艺生产钻基 合金植人件，为了得到

31、良好的光洁表面， 必须对植人件进行加工、 打磨和抛光。当涉及钻基 合金的焊接时，一般采用电子束焊或钨极氮弧焊。（三）生物相容性钻基合金在人体内多保持钝化状态， 很少见腐蚀现象， 与不锈钢相比， 其钝 化膜更稳定，耐蚀性更好。从耐磨性看，它也是所有医用金属材料中最好的，一 般认为植人人体后没有明显的组织学反应。 但用铸造钻基合金制作的人工孵关节 在体内的松动率较高，其原因是由于金属磨损腐蚀造成 Co、Ni 等离子溶出，在 体内引起巨细胞及细胞和组织坏死，从而导致患者疼痛以及关节的松动、下沉。 钴、镍、铬还可产生皮肤过敏反应，其中以钻最为严重。（四）临床应用医用钴基合金和医用不锈钢是医用金属材料中

32、应用最广泛的两类材料。 相对不锈钢 而言， 前者更适合于制造体内承载苛刻、 耐磨性要求较高的长期植人件。 其品种主要有各类 人工关节及整形外科植人器械。在心脏外科、齿科等领域均有应用，详见医用不锈钢。三、医用钛及其合金（一）组成、生产工艺与性质本世纪 40 年代以来，随着钛冶炼工艺的完善，以及钛良好的生物相容性得 到证实，钛和钛合金逐渐在临床医学中获得应用。 1951 年已开始用纯钛作接骨 板和骨螺钉。 钛及钛合金的密度较小， 为 45g/cm3 几乎仅为铁基和铝基合金的 一半，其比强度高，弹性模量低，生物力学相容性较好；生物相容性、耐腐蚀性 和抗疲劳性能都优于不锈钢和钻基合金。因此，从 70

33、 年代中期钛及钛合金开始 获得广泛的医学应用，成为最有发展前景的医用材料之一。钛是目前已知的生物亲和性最好的金属之一， 钛易与氧反应形成致密氧化钛 ( TiO2)钝化膜，植人后引起的组织反应轻微。凝胶状态的 TiO2 膜甚至具有诱 导体液中钙、 磷离子沉积生成磷灰石的能力， 表现出一定的生物活性和骨性结合 能力，尤其适合于骨内埋植。 纯钛在低于 882时为六方密排 (hcp)的 单相组织， 力学性能较低，屈服强度为 170485 MPa抗拉强度为 240550 MPa由延伸率 为 15 24。随着钛中氧含量的增高，纯钛的强度提高，塑性下降。氧起着 固溶强化作用。 此外，采用冷加工变形处理也可以

34、提高纯钛的强度。 钛合金的研 制始于宇航结构材料开发，随后转人医学应用。最常用的有 TC4(Ti6A14V) 人在 室温下具有。 十 两相混合组织，通过固溶处理和时效处理，可使其强度等力 学性能显著提高。表 3-5 上为 Ti6A14V 合金的成分性能表。为了进一步改善钛 合金疲劳和断裂韧性不理想，弹性模量偏高，含有毒性元素钒( V)等问题，国 内外又新近开发出许多具有更好生物相容性和综合力学性能的新型医用钛合金 (见表 3-6) .表 3-5 Ti6AI4V 合金成分与性能(退火)AL(% )v(%)Fe(%)O(%)N(%)C(%)H(%)Ti(%)弹性 模量 (MPa)抗拉 强度 (MP

35、a)屈服 强度 (MPa)延 伸 率 (%)5.56.753.44.50.30.20.050.080.015余量1108607012.5表 3-6 国内外新型医用铁合金性能比较国 别名义成分力学性能说明 b(MPa) 0.2(MPa)(%)(%) -1(MPa)K1c(MPa)E(GPa)日Ti15Mo5Zr3Al1284131211487585低模 量日Til5Zr4Mo2Ta0.2Pd7266712354相容 性日Til5Sn4Nb2Ta0.2Pd9908331449相容 性德TiAl2.5Fe10339141539105以 Fe 代V瑞 士TiA17Nb10249211442110高疲

36、劳德Ti30Ta6080低模 量、 相容 性美Ti3Nb13Zr10309001545535079低模 量、 相容 性美Ti12Mo6Zr2Fe100010601864418887485低模 量、 相容 性美Ti15Mo3Nb(21SRx)10341000147983低模 量、 相容 性美Ti35Zr10Nb105010201482100低模 量、 相容 性中 国TAMZ850650155043193105综合 性、 相容 性二）表面处理与生物相容性钛及钛合金的表面钝化处理可使材料表面生成一层保护性的氧化膜， 提高抗 蚀能力。常用的表面钝化处理有化学和电化学钝化两种工艺。 钝化后的植人器件 在

37、生理环境下均匀腐蚀甚微。 但氧化膜中的钛仍可以以离子的形式扩散并积累于 周围组织， 引起相邻组织的颜色呈蓝灰至黑色， 经多年临床观察发现， 这种组织 变色反应并不造成大的生理危害。 钛及钛合金缺点是硬度较低，耐磨性差。若磨损发生，首先导致氧化膜破坏，随 后磨损的颗粒腐蚀产物进人生物组织， 尤其是 Ti6A14V 合金中含有毒性的钒 （V） 可导致植人物的失效。 为了改善钛及钛合金的耐磨性能， 可将钛制品表面进行高 温离子氨化及应用离子注人技术处理， 通过引起晶格畸变， 使制品表面呈压应力 状态，从而提高硬度和耐磨性。 离子氮化后的纯钛及钛合金硬度分别提高 7 倍和 2 倍，纯钛的磨损率降低到原

38、来的 1/2,钛合金降低到原来的 1 6；氮化后钛材的 年腐蚀率是非氨化的 1/3。动物实验表明组织对表面渗氨钛村反应轻微，材料无 毒性。此外，利用离子注人技术，可在钛及合金表面注人氮离子，使其表面生成 氮化钛陶瓷涂层，大大提高钛制品的耐磨、耐蚀性能，如TC4 氮化前后，制品在模拟体液中的年腐蚀率降低至原来的 1/3。为了改善钛及合金与骨组织的结合性， 可采用等离子喷涂和烧结法在钛合金 基材表面上涂多孔纯钛或 Ti6A14V 合金涂层，有利于新骨组织长人形成机械性 结合。 80 年代又开发了钛合金表面等离子喷涂羟基磷灰石陶瓷涂层的技术，使 钛合金表面具有生物活性， 成功用于钛种植牙根和人工关节柄部， 提高了植人物 与骨组织的结合强度。 近来又发展了多种钛合金表面改性技术， 有关的研究将在 第四节中介绍。（三）加工工艺钛的冶炼和成型加工比其他生物医用金属材料困难， 常采用双真空或惰性气 体保护的自耗电极熔炼法， 并需严格控制杂质元素含量。 医用钛合金植人件可采 用精密锻造工艺， 也可采用轧制型材工艺制备， 其机械性能相当。 形状复杂的制 品也