临床植入金属材料用于整形外科、牙科等领域，由它制成的医疗器件植入人体内，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。临床植入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400～300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。20世纪30年代，随着钴铬合金、不锈钢和钛基合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，使临床植入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年来临床植入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入材料。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。
临床植入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、钽、铌、锆等单质金属外，其他临床植入金属材料都是合金，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。
临床植入金属材料的特性与生物相容性
临床植入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和，一般不具有生物活性，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，植入生物组织后，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入物周围所形成的包膜厚度及细胞浸润数来评价。美国材料实验学会的ASTM-F4的标准规定：金属材料埋植6个月后，纤维包膜厚度＜0.03mm为合格。人体体液约含1%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，甚至渗入正常组织或整个生物系统中，对正常组织产生影响和刺激，引起包括组织非正常生长、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，作为临床植入金属材料，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、金属材料相容性
临床金属材料植入人体后，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对间内，金属表面或多或少会有离子或原子因腐蚀或磨损进入周围生物组织，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，可以减小甚至消除毒性。例如，不锈钢中含有毒的铁、钴、镍，加入2%有毒的钵可减小毒性；加入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，若在材料中需引入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（Ti）、锆（Zr）、钼（Mo）、钨（W）、金（Au）、钽（Ta）、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（Cr—Ni—Mo—Mn—Fe）、钴合金（Co—Cr—Ni—Mn—W—Fe）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、急性和慢性毒性实验、溶血实验等来检测。
二、耐生理腐蚀性
临床植入金属材料的耐生理腐蚀性是决定材料植入后成败的关键。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入器件的使用寿命。医用金属材料植入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+）、Cl-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。临床植入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。腐蚀产物及其进入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体上的腐蚀。多见于两种以上材料制成的组合植入器件，甚至在加工零件过程中引入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入的微粒屑，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入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，不锈钢植入器件更为常见。
5.晶间腐蚀
发生在材料内部晶粒边界上的一种腐蚀，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
植入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。钴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入器件断裂失效。钛合金和不锈钢对应力腐蚀敏感，而钴基合金对应力腐蚀不敏感。
在设计和加工金属医用植入器件时，一方面，必须考虑上述八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，如人工髋关节，每年要经受约3.6×106次（以每日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，临床植入金属材料通常具有较高的弹性模量，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。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，提出用于制作人工骼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450MPa，极限抗拉强度不低于800MPa，疲劳强度高于400MPa，延伸率高于8%。
弹性模量是临床植入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，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，影响植入器件的功能，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。一个金属植入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地结合，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）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临床植入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入器件的寿命，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或压入其表面的能力，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摩擦角，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道。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、ZTA、Si2N4等）做股骨头的人工关节应运而生。
常用临床植入金属材料
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 material）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。不锈钢316、316L和317L的主要区别在于其碳含量逐渐降低，而这3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，增加适量（3%～4%）的钼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年纳入国际标准ISO5832和ISO7153中。我国已于1990年制定了相应的国家标准GB12417-90，并于1991年开始实施。
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。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，提高不锈钢植入器件的使用寿命。
（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、晶间腐蚀、磨蚀和疲劳腐蚀。但常见的有点腐蚀，一般认为是银含量不足及外力擦伤、划伤等所致；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入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入的稳定性差，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地结合等原因，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
如人工全髋关节、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，这些植入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入电极、传感器的外壳和合金导线，可制作不锈钢的人工心脏瓣膜；各种临床介入性治疗的血管内扩张支架等。
4.其他方面
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
最早开发的医用钴基合金（cobalt alloy as biomedical material）为钴铬钼（Co
—Cr—Mo）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.因此，适合制作人工关节、义齿等磨蚀较大的医用器件。20世纪50年代开始用于人工髋关节的制造。由于铸造退火钴铬钼合金的力学性能有限，随后又相继开发了锻造钴铬钨镍（Co—Cr—W—Ni）合金和锻造钴铬钼合金；为了改善钴铬钼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钼钨铁（Co—Ni—Cr—Mo—W—Fe）合金和具有多相组织的MP35N钴镍铬钼合金。给出了典型钴基合金的成分和性能。此外，精密铸造含钛的钴基合金也有应用，如商品牌号为Titaron和Titalium等。目前，应用最多的是铸造钴铬钼合金，该合金已被纳入ISO5582/4标准，我国也于1990年将其列入国标GB12417-90.
（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。只有钴铬钼合金可以在铸态下直接应用，其他三类均为医用锻造钴基合金。
纯钴在室温下是六方（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，钴铬钼合金具有较高的力学性能，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锻造、轧制、挤压和冲压。同铸造钴铬钼合金相比，锻造钴基合金力学性能更优越。锻造钴基合金的人工髋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钴基合金植入件，为了得到良好的光洁表面，必须对植入件进行加工、打磨和抛光。当涉及钴基合金的焊接时，一般采用电子束焊或钨极氩弧焊。
（三）生物相容性
钴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，一般认为植入人体后没有明显的组织学反应。但用铸造钴基合金制作的人工髋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，其中以钴最为严重。
（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入件。其品种主要有各类人工关节及整形外科植入器械。在心脏外科、齿科等领域均有应用，详见医用不锈钢。
三、医用钛基合金
（一）组成、生产工艺与性质
20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4.5g/cm3，几乎仅为铁基和钴基合金的一半，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钴基合金。因此，从70年代中期钛基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，植入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α单相组织，力学性能较低，屈服强度为170～485MPa。抗拉强度为240～550MPa，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，随后转入医学应用。最常用的有TC4（Ti6Al4V），在室温下具有α+β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。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。
（二）表面处理与生物相容性
钛基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。钝化后的植入器件在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。
钛基钛合金的缺点是硬度较低，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入生物组织，尤其是Ti6Al4V合金中含有毒性的钒（V）可导致植入物的失效。为了改善钛基钛合金的耐磨性能，可将钛制品表面进行高温离子氮化及应用离子注入技术处理，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氮化的1/3.动物实验表明组织对表面渗氮钛材反应轻微，材料无毒性。此外，利用离子注入技术，可在钛基合金表面注入氮离子，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.
为了改善钛基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Ti6Al4V合金涂层，有利于新骨组织长入形成机械性结合。20世纪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，提高了植入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。
（三）加工工艺
钛的冶炼和成型加工比其他临床植入金属材料困难，常采用双真空或情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。医用钛合金植入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。形状复杂的制品也可采用真空熔模精密铸造工艺生产，热等静压工艺可以消除合金铸件内部疏松组织，使合金性能得到改善。
（四）临床应用
钛和钛合金主要应用于整形外科，尤其是四肢骨和颅骨整复，是目前应用最多的金属医用材料。
1.骨外科
用于制作各种骨折内固定器械和人工关节。其特点是弹性模量比其他金属材料更接近天然骨、密度小、质量轻。但钛合金耐磨性能不好，且存在咬现象，因此，用钛合金制造组合式全关节需注意材料间的配合。
2.颅脑外科
微孔钛网可修复损坏的头盖骨和硬膜，能有效保护脑髓液系统。钛合金也可制作颅骨板用于颅骨的整复。
3.口腔及颌面外科
纯钛网作为骨头托架已用于颚骨再造手术，制作义齿、牙床、托环、牙桥和牙冠等，在口腔正畸、口腔种植等领域也有良好的临床效果。
4.心血管方面
纯钛可用来制造人工心脏瓣膜和框架。在心脏起搏器中，密封的钛盒能有效防止潮气渗入密封的电子元器件。此外，一些用物理方法刺激骨生长的电子装置也采用了钛材。
四、医用贵金属
医用贵金属是指金（Au）、银（Ag）、铂（Pt）及其合金的总称，具有稳定的物理和化学性质，抗腐蚀性优良，表现出生物惰性。通过合金化可对其物理、化学性能进行调整，满足不同的需求。由于它们的导电性能优良，常用于制作植入式的电极或电子检测装置。
（一）金基金合金
金基金合金主要用于口腔牙齿的整牙修复。纯金质较软，应用受到限制。为了提高强度，降低成本，开发出以金银铜三元合金为基础的金合金，其成分为：Au
95.8 %～62.4%，Ag 2.4%～17.4%，Cu
1.6 %～1.54%，此外，还添加少量钯（Pd）、铂（Pt）、锌（Zn）。随着金含量的降低及银、铜含量的增加，金合金的抗拉强度由250MPa提高至813MPa，维氏硬度也由52提高至255.金基金合金除主要用于口腔科外，在颅骨修复及植入电极电子装置方面也有临床应用。
（二）银基银合金
纯银具有优异的导电性能，可用于制作植入型的电极或电子检测装置。但银最重要的临床应用是与汞合金形成汞齐合金，用作口腔充填材料使用。汞齐合金又称银汞合金，是将银、铜、锡合金粉与汞通过研磨或强烈振动发生反应而形成的一种合金，其成分中银含量占40%～70%。
银合金粉除了按其中铜的含量分为低铜银合金粉、高银合金粉外，还可按生产工艺特点分为车屑银合金粉、雾化球形银合金粉和急冷喷甩微晶银合金粉三种，后者是我国独立研制出的一种高铜高性能银合金粉。生产和开发银汞合金主要应防止有害的游离汞出现，减少对人体的危害，同时减少银的含量，降低成本。
（三）铂基铂合金
铂是唯一能抗氧化直到熔点的金属，抗蚀性能优异，在室温下除王水外，几乎不与任何化学试剂反应，呈生物惰性。在铂中添加金、钯、铑、铱等元素，可使其具有美丽素雅色泽，并具有最好的抗蚀性和加工性。常用的铂合金有铂铱合金、铂金合金、铂银合金等。铂及其合金制造的微探针广泛应用于神经系统检测，如神经修复装置、耳蜗神经刺激装置、横膈膜神经刺激装置、视觉神经装置和心脏起搏器电极等。
五、医用钽、铌、锆材料
（一）医用钽
钽是较早（1903年）被用作外科植入的材料，其表面可生成氧化钝化膜，从而使其具有良好的化学稳定性、抗蚀性和生物相容性。钽的密度为16.6g/cm3，弹性模量为186～191GPa，冷加工钽的抗拉强度为400～1000MPa，延伸率为l%～25%，显微硬度为1200～3000MPa，经退火处理的钽变软，抗拉强度为200～300MPa，断裂形变为20%～50%，显微硬度为800～1100MPa，可加工成板、带、箔丝材，用于制造接骨板、颅盖骨、骨螺钉、夹板、缝合针等外科植入器件。钽除可用于修补骨缺损外，钽丝、钽网、钽箔可用于缝合神经、肌肤、肌肉和血管。钽还可镀在血管支架表面，明显提高血管支架的抗血栓性，这种镀钽的血管金属支架已商品化，广泛应用于心血管病的治疗。美国ASTM标准对钽的化学组成作了严格的规定。
（二）医用铌
锭与钽具有极相似的化学性质，密度为8.5g/cm3，耐蚀性强，生物相容性优良。铌的弹性模量为103～116GPa，冷加工后的抗拉强度为300～1000MPa，显微硬度为1100～1800MPa，铌退火后的抗拉强度为275～350MPa，延伸率为10%～25%，显微硬度为600～1100MPa。铌的临床应用与担相似，如修复颅骨和用作骨髓内钉等。
（三）医用锆
锆和钛同属IV族元素，具有相似的组织结构和化学性质，密度为6.49g/cm3，抗拉强度为931MPa，具有良好的耐蚀性、生物相容性和冷加工性能。锆可取代钛在临床上应用，但因其价格较贵，应用受到限制。
六、医用形状记忆合金
自从美国的Read等人于1951年发现Au-Cd合金具有形状记忆效应以来，迄今已发现十几种形状记忆合金，其中镍钛合金以其奇特的形状记忆效应、超弹性及优良的耐磨、耐蚀性和组织相容性而在临床医学中得到广泛的应用。我国的NiTi医用形状记忆合金研究始于20世纪70年代末，80年代初完成生物相容性评价和临床试验，1985年以后开始临床应用。
（一）机制与性能
目前，应用最成功的是镍钛形状记忆合金，它是等原子比的金属间化合物，高温相是体心立方氯化铯（CsCl）型B2结构，低温相马氏体（M）是单斜B19型结构，中间相R为菱形结构，相变时发生B2—R—M和B2—M转变。当低于某一马氏体转变温度以下发生一定程度的塑性变形时，转变成有序的马氏体组织；当温度升高到逆转变温度以上时，其马氏体组织即逆转变为高温母相组织，即无序的奥氏体晶体结构，从而恢复原来的形状，伴随很大的回复力，完成机械能转化。
记忆合金有单向、双程和全程记忆三种。单程记忆效应回复力大；双程记忆同时有高温和低温的形态，温度升降可逆地反复；全程记忆合金即加热时为高温相形状，冷却时则形成与高温相形状相同但方向相反的现象。
医用镍钛形状记忆合金成分为Ti 44%～46%，Ni
54%～56%，其力学性能和物理性能。其机械性能明显优于316L不锈钢，耐磨性也优于不锈钢和钴基合金，同时又兼有高的耐蚀性。镍钛形状记忆合金的形状记忆恢复温度为36℃±2℃，接近人体的体温。低于逆转变温度时，延性高，在70～140MPa应力下发生塑性变形；在逆转变温度以上时又可变坚硬。这种奇妙的性能在医学中获得了许多应用。
目前，中科院金属研究所还与俄罗斯合作，成功研制出多孔NiTi形状记忆合金，通过控制合金孔隙度可改变其弹性模量，达到与人体肌肉或骨组织相匹配的目的，这种多孔合金，有利于人体组织长入其孔隙中，使器件位置固定和稳定可靠，在人体组织损伤修补方面，尤其是骨组织的修复方面显示出诱人的医学价值。
医用形状记忆合金存在的主要问题在于医用合金器件要求严格的动作（相变）温度，而NiTi合金的相变温度对合金的化学成分、微量元素的含量极其敏感，不易控制。研究表明：Ni含量变化0.l%，合金相交点改变10℃以上，氧、碳元素也对相交点有类似的影响，同时还会影响合金的冷、热加工性能，降低合金的成材率。此外，冶炼造成合金成分不均匀也会造成相变点不均匀现象，影响产品性能的稳定性。因此必须严格控制合金成分和微量元素含量，采用均质化冶炼技术。除此之外，NiTi记忆合金器件植入人体后，镍离子可向周围组织扩散、渗透，产生毒性，为避免镍离子对人体的危害，正在研究无镍的形状记忆合金，如Ti·SV·7Fe3·3Al，其生物学性能、力学性能、加工性能和可焊性良好。
（二）临床应用
NiTi形状记忆合金的形状恢复温度与人体体温基本一致，应用起来十分方便。例如，前列腺增生导致尿道狭窄、闭锁，治疗相当困难。用NiTi形状记忆合金尿道支架（丝直径0.5mm、管径5mm、螺距0.3mm）在无需住院的情况下，门诊一次性置入均获得正常排尿效果，操作简便，只需向尿道内注入适量的冰水，支架即可变软，置入和取出方便，病人痛苦小。除此之外，NiTi形状记忆合金还可用作其他人体内血管、腔囊或管状器官的支撑、扩张架或栓塞器、夹等。
在整形外科中NiTi形状记忆合金用于制作脊椎侧弯症矫形器械、人工颈椎椎间关节、加压骑缝钉、人工关节、膑骨整复器、颅骨板、颅骨铆钉、接骨板、髓内钉、髓内鞘、接骨超弹丝、关节接头等。在口腔科中用作齿列矫正用唇弓丝、齿冠、托环、颌骨固定等，随着研究和开发的深入，其应用领域将会不断扩大。
七、医用磁性合金
医用磁性合金包括两种类型，一种是永磁体（硬磁体），另一种是软磁体，它们在临床医学中扮演着不同的角色。
医用磁性合金按照应用场所的不同可分为体内用磁性合金和体外用磁性合金。前者要求磁性合金有较好的生物相容性及耐生理腐蚀性，包括永磁体和软磁体，主要应用于口腔义齿固位、肠道和食道吻合，治疗尿失禁、矫正骨和脊柱畸形，制作无缝合伤口恢复器械等；后者一般只要求有较强的磁性，为永磁材料，对生物相容性和耐蚀性要求不高，主要按中医理论，用于磁穴疗法。
医用磁性合金的研究方向除了向提高生物相容性、耐蚀、耐磨等生物学和力学性能发展外，就磁学性能而言，主要有两个发展方向：一是更强的磁性，其重要指标为高的矫顽力和磁能积；二是优良的软磁合金，其重要指标为较低的矫顽力和较高的磁导率。下面以口腔义齿固位的应用加以说明。
口腔义齿固位装置是将具有良好软磁性能和生物相容性（或合金表面作生物相容性涂层处理）的磁性合金，如铁镍（Fe-Ni）合金和铁铬（Fe-Cr）合金植入牙槽脊，将高强磁性的永磁合金埋入义齿内，使用时组成闭合磁回路，达到固位和防止磁场外漏的功能，取下义齿后，植入的软磁合金磁性基本消失，对人体无害，正在被研究用于全口义齿的固位。采用钕铁硼（NdFeB）磁性合金，4对装置基本能满足咀嚼功能。1987年，美国FDA已批准闭合磁路的磁性固位装置应用于人体。
要说明的是，对于生物相容性不佳的磁性合金，若需长期植入人体内，则要求用生物相容性好的材料，如聚乙烯、硅橡胶或无机生物活性涂层对磁性合金作防腐包封。此外，还应考虑防止磁场外漏，将应用装置设计成闭合磁回路，实现对磁场的屏蔽。
目前，常用的永磁合金均为稀土合金材料，如钐钴合金SmCo5和Sm2Co17，Sm2Co17的最大磁能积可达3.1×103T，80年代研制出钕铁硼（NdFeB）磁体，磁能积已突破5.1×103T。磁性合金的磁能积越高，达到某一磁性固位力所需的合金质量就越小，这对体内植入非常有利。常用的软磁性合金有铁镍（Fe—Ni）合金和铁铬（Fe—Cr）合金。
磁性合金和形状记忆合金一样，属功能性临床植入金属材料。除体外磁疗应用较早外，植入人体内完成适当功能的应用均起步于20世纪60～70年代。随着材料研究和制品设计的进展，它们的应用前景将更加广阔。
医用金属材料研究进展
临床植入金属材料是人们最早开始应用的医用材料之一，也是目前全世界应用最多、最广的医用材料，从近百年临床植入金属材料的发展史以及近几十年高分子、陶瓷及衍生物医用材料的迅猛发展来看，人们越来越清醒地认识到，正如材料在整个工业经济中的应用一样，单一材料是很难满足现代医学需求的，必须走多种材料组合或复合的发展道路，综合各种材料的优势，互相取长补短，共同承担生理功能。各类生物材料综合性能比较，从表中可见：与高分子材料和陶瓷材料相比较，金属材料获得广泛应用的原因主要是它具有较高的强度、韧性和加工性能；另一方面，金属医用器件在临床上失效的原因则大部分归咎于其不太好的生物相容性、耐腐蚀性和耐磨性。从医用金属材料的上述特点出发，人们正在努力改善或避免医用金属材料的不足，以满足不同的临床需求。
一、新型合金材料的开发
新型合金材料的开发包括两个方面，一是从组成上考虑寻求新型合金体系，同时重视微量元素对合金性能的影响；二是改进生产工艺，采用先进的冶炼和冷、热加工技术，实现对合金化学成分、相组成、均匀性及显微结构的精确控制，从而达到提高材料性能的目的。
植入用新型合金材料的开发一般应遵从以下原则：①材料必须具备较高的化学稳定性及在生理环境下的耐腐蚀性能，呈现生物惰性，减小植入后的生理组织反应，提高生物相容性；②材料除具有足够的力学强度外，还必须具有一定的综合力学性能，以满足临床应用的需要，对用于骨科的金属材料，还需考虑降低材料的弹性模量，以提高材料的生物力学相容性；③对有摩擦发生的材料，还必须提高其硬度和耐磨性，减少磨损产物对人体的危害。
目前，新型医用合金材料的发展相对缓慢，但仍有新材料不断被开发出来，如利用沉淀硬化法研制出Cop型不锈钢，其强度和耐磨性不亚于钴基合金，已用于制作人工关节；新型钛合金TAMZ的开发，其综合性能均优于已广泛使用的TC4钛合金；采用急冷喷甩制粉技术及热处理工艺研制出高铜银合金（银43%、铜25%、锡32%），大大降低了产品成本。此外，新型的无镍形状记忆合金也正在开发之中。可以预见，新型医用合金材料的开发将永无止境。
二、医用金属材料的表面改性方法
作为生物医用材料，金属及其合金材料的耐腐蚀性、生物相容性及耐磨性具有其内在的局限性，尚且不能满足人们对高性能生物医用产品的追求。然而，金属材料的力学性能又是其他材料无可比拟的，因此，人们尝试用各种方法对金属材料进行表面改性，以获得相得益彰的综合性能。由于钛及钛合金有较好的力学性能、生物相容性和更接近人骨的低弹性模量，目前大部分的表面处理技术是针对钛基钛合金的。
（一）等离子喷涂涂层
等离子喷涂技术是较早用于钛基钛合金表面改性的，它是由高温等离子火焰（温度高达10000℃以上），将待喷涂的粉料瞬间熔化，然后高速喷涂在冷态的基体上形成涂层。涂层厚度通常约50～100μm，为了改善钛及钛合金的生物相容性，一般喷涂生物相容性优良的羟基磷灰石涂层。但涂层与基底的结合以物理结合为主，结合力不够，且多孔，大大限制了涂层的使用寿命。此外，喷涂时羟基磷灰石在高温下易分解，并以非晶态形式存在，降低了涂层的生物相容性和稳定性。为了解决上述问题，近年来发展了等离子喷涂后的真空热处理技术，在600～800℃，熔融的非晶态相开始向晶态的羟基磷灰石转化，同时，基体与涂层间相互的离子热扩散，使界面处形成了化学键结合，提高了涂层结合强度。
等离子喷涂涂层还存在涂层与钛基合金基体间物理性能（主要是弹性模量）差别较大的问题，在界面处会产生梯度较大的内应力，降低了涂层与基体的结合强度。因此，近年来又发展了在钛合金表面等离子喷涂生物活性梯度涂层的研究，在基体与羟基磷灰石涂层之间形成一个化学组成梯度变化的过渡区域，大大降低了界面处的应力梯度，若再将涂层在真空下进行热处理，可使涂层晶化程度大大提高，涂层与过渡层及基体间发生复杂的化学反应，形成化学键结合，大大提高了涂层与基体的结合强度，增强涂层的抗侵蚀能力。虽然等离子喷涂涂层存在许多弊端，但目前它们仍是应用最广泛的涂层方法，如用于牙根种植体和人工关节柄部等医用器件的表面改性，提高植入体与骨组织的结合强度。可以预见，随着梯度等离子喷涂及后续热处理技术的发展，等离子喷涂技术将更趋完善。
（二）烧结涂层
为了避免等离子喷涂技术存在的缺陷，近年来人们已经开始把注意力转向高温烧结涂层技术上来。烧结涂层是利用类似涂搪和烧结的方法，在基体上涂覆陶瓷或玻璃陶瓷的涂层，涂层厚度通常约200～350μm。该涂层除保留了等离子喷涂涂层的优良性质外，结合强度高，可控制涂层的组成按梯度变化，实现涂层生物学性能和机械力学性能的梯度变化，大大提高涂层的综合性能。常用的烧结涂层首先是采用浸、刷、喷涂等方法在钛基合金基体上搪烧一层TiO2-SiO2系玻璃作为中间过渡层（或称底釉），然后在其上按上述方法涂覆多孔生物活性陶瓷，通常为羟基磷灰石陶瓷。这种涂层可通过调节化学组成使中间过渡层的热膨胀系数与基体金属匹配，使涂层呈适当的压应力状态，有利于提高结合强度。此外，底釉与基体不仅物理与化学结合兼而有之，而且致密，有效防止了体液对涂层与基体界面的渗透，从而提高了涂层的结合强度和使用寿命。
（三）溶胶-凝胶法涂覆的烧结涂层
为了在钛基钛合金上涂覆结合强度高的致密羟基磷灰石涂层，改善基体的骨结合能力，以硝酸钙（含4个结晶水）和磷酸三甲酯为初始原料、制备溶胶液。通过在基体上涂敷溶胶液，制备凝胶膜，经干燥、烧结形成HA涂层，重复上述过程30次，获得羟基磷灰石涂层与基底间的紧密结合，涂层厚度约39μm，显气孔率为6%，结合强度约为118MPa、涂层中含有少量CaO，可采用蒸馏水冲洗消除。
近来有报道利用EDTA-2NH4螯合剂和Ca（NO3）2·4H2O、（NH4）2HPO4作为初始涂层溶液的方法，该溶液由EDTA的化合物组成，由NH4OH调节pH值为4.5.这种涂层溶液与一般的碱性氧化物涂层溶液不同，它像牛顿型液体一样有很高的浓度，经浓缩的非常黏稠的透明溶液表现出拔丝能力，涂覆到钛金属上后，经干燥，黏性的溶液转化成透明的凝胶，没有裂纹和沉淀出现。在500℃时，凝胶开始热解，超过500℃时凝胶开始直接由非晶态向晶态的羟基磷灰石转化。重复上述操作多次，以达到所要求的涂层厚度。在800℃和Ar气氛中热处理可获得单一相羟基磷灰石-Ti涂层，涂层致密化在800℃下完成，比传统的碱性氧化物法低200℃。此外，凝胶在干燥和烧成过程中无微裂纹发生，因而，涂层有很高的致密度，这可能得益于涂层溶液的流变特性。
（四）表面化学处理诱导羟基磷灰石涂层
通过表面化学处理可使钛基钛合金具备诱导类骨磷灰石形成的能力，从而改善钛基钛合金的生物活性和骨结合能力。方法之一是：用5.0mol/L NaOH在60℃下处理钛金属24h，然后在600℃下热处理1h，随后将其浸泡在pH值为7.4、温度为36.5℃的模拟体液（SBF，离子浓度：Na+142.0，K+5.0，Ca2+2.5，Mg2+1.5，Cl-148.0，HCO-34.2，HPO-1.0，SO-0.5mmol/L）中17天，获得厚度为10μm的磷灰石涂层。采用NaOH处理钛金属是利用腐蚀获得更大的表面积，有利于磷灰石的局部过饱和以及提高结合强度。研究表明：磷灰石与金属钛的结合强度为23.63MPa，甚至高于同组对照材料A—W生物玻璃与其磷灰石涂层的结合强度（17.58MPa）。上述实验表明通过化学和热处理后的金属钛及合金能在体内诱导磷灰石沉积，与骨组织实现骨性结合，骨结合能力类似于A—W玻璃陶瓷。
（五）电泳沉积法
通过电泳法，可以在钛金属上沉积均匀的三斜磷钙石等非生物活性磷酸钙，但这些磷酸盐可在生理环境下转化成生物活性的形式。方法是：以纯钛作为电极，先用丙酮和乙醇除去钛表面的油脂。电解液由正磷酸、氢氧化钙和添加剂组成，当电解波的温度为80℃，电解电压低于10V时，随着温度和电压的升高，可以在阴极钛板上观察到浅灰色的涂层形成，经X射线衍射分析证明涂层为三斜磷钙石，涂层由致密堆积的板状三斜磷钙石组成，晶粒大小约10μm×5μm×1μm，涂层厚度约305μm。电解电压不能大于10V的原因是当电压大于10V时，水的电解就开始发生，电能用于电解水，而不足以使粒子发生电泳。电泳沉积法有利于在复杂形状的制品表面均匀涂层，有关这方面的研究才刚刚起步，还有待进一步研究。
（六）离子束增强沉积
离子束增强沉积（IBED）又称离子束辅助沉积（IBAD）。它是把离子束注入和常规气相沉积技术（PVD、CVD、溅射等）有机结合起来，互相取长补短。这种技术在气相沉积的同时，用带有一定能量的离子束轰击引起沉积膜与基体材料的原子相互混合，界面原子互相渗透而融为一体，从而大大改善了膜与基体的结合强度。同时，由于离子束的轰击作用，可以在以后的薄膜生长过程中形成完全不同于基体的特殊表层，造成具有一定厚度的优质薄膜。
在Ti6Al4V基底上用IBED法和适当的后处理获得了致密的晶态羟基磷灰石膜，膜与基底之间有一个宽达27nm的原子混合界面，其结合强度是没有离子束轰击形成膜的近两倍，实验证明，使用IBED技术能消除其他气相沉积膜与基体结合力不够的缺陷。但这种涂层过薄，难以持久，且所要求的设备复杂、昂贵。
（七）水热反应法
通过水热反应可以在钛金属表面形成磷酸氢钙（CaHPO4）和羟基磷灰石薄膜。方法如下：将钛板放入由0.05mol/L Ca（EDTA）-2和0.05mol/L NaH2PO4组成的溶液中，在pH=5～10，温度120～200℃下处理2～20h，当pH=5时，获得的薄膜由大板状的磷酸氢钙和细针状R7羟基磷灰石组成；当pH＞6时，薄膜由岛状的棒状羟基磷灰石聚积体组成；当pH=4时，薄膜由岛状和板状CaHPO4聚积体组成。在200℃下处理5h，薄膜厚度为10μm，通过pH=5，160℃下两次水热反应，可以使钛表面完全覆盖含CaHPO4和羟基磷灰石的薄膜；在pH=6～9时，160℃的条件下，有助于促进羟基磷灰石涂层的形成。
（八）热分解法
利用热分解法可以在钛金属表面获得羟基磷灰石薄膜，改善钛的生物相容性。方法如下：制备羟基磷灰石涂层用的溶液由CaO，2-乙基乙醇酸，n-丁醇和双（2-乙基乙基）磷酸酯组成，将涂覆上述溶液后的钛金属在650℃和1050℃和1050℃分别处理3h， X射线衍射分析表明：在1050℃下处理3h，溶液分解后获得结晶良好的HA。热处理温度增高，涂层中羟基磷灰石的晶粒尺寸增大，由650℃时的0.1μm增大到1050℃时的1μm，红外光谱分析表明羟基磷灰石涂层中含有CO2-3基。该方法有可能制备出比等离子喷涂层更薄（＜50μm）的羟基磷灰石涂层。
（九）电化学沉积法
通过电化学沉积法可以在纯金（Au）、铂（Pt）、钛（Ti）、铝（Al）、铁（Fe）和铜（Cu）金属以及不锈钢、Ti6Al4V、Ni—Ti和Co—C r合金上沉积磷酸钙，从而改善它们的表面生物相容性。方法如下：上述6种金属和4种合金被制成20mm×20mm×0.5mm的板作为基底电极，另一电极为铂金板（10mm
×20mm×0. 1mm），电解液由NaCl 137.8mmol/L， CaCl2·2H2O
2.5 mmol/L， K2HPO416mmol/L和蒸馏水组成，电解液用50mmol/L羟甲基氨甲烷[（CH2OH）3CNH2]和盐酸缓冲至pH=7.2，电流维持在100mA，电解液由电加热器和磁力搅拌器控制在92℃，通电20min后，采用XRD、FT—IR、FE—SEM和EDX分析沉积物，结果表明：在纯Au和Pt板上有少量的磷酸钙沉积；在铝板上沉积的磷酸钙为非晶态，其他的金属板上的沉积的是以c轴定向结晶的磷灰石，纯铝板上的沉积物含有Al、P、O和少量的Ca，其他的金属板上的沉积物含Ca、P和O。有关电化学法沉积磷酸钙的研究才刚起步，需要进一步研究涂层的组成、结构、厚度以及涂层与基体的结合机制和结合强度。
（十）表面修饰法
人们已经发现钛基合金浸泡在人工模拟体液（SBF）中，表面可优先沉淀出磷酸钙，这有利于改善钛基合金生物医用植入材料的生物相容性和骨结合性，但这一沉积过程很缓慢，通常需数周的时间，影响到植入物的早期生物相容性，尤其是骨结合性，为了加速这一沉积过程，可以对钛基合金表面进行适当的修饰。
1.钙离子
注入法前面我们已提到在钛基合金表面离子注入氮，可以改善其表面耐磨性，而这里注入钙离子，是为了改善生物学性能。钙离子在18keV的能量下注入钛金属，表面浓度达1016～1018个离子/cm2，辅助气体为氪气（Kr）。注入后表面氧化层生长到6～12nm，形成表面修饰层；当注入钙的表面浓度为1016～1017个离子/cm2时，钛金属表面除氧化钛（TiO2）外，又外延生成钛酸钙（CaTiO3）层；当注入钙的表面浓度约为1018个离子/cm2时，在上述钛酸钙层表面又生成了氧化钙，这是由于钙离子过剩造成的。经上述钙离子修饰的金属钛在模拟体液中的磷酸钙沉积速度大大加速，植入后表面的骨形成能力也更快；其原因是经表面修饰的钛金属表面可在模拟体液中微溶解出钙离子，从而加速了钛金属表面的磷酸钙过饱和。
2.含钙离子的溶液
浸泡将钛金属室温下浸泡在含钙离子的溶液中7d，如Ca（NO3）2·4H2O、CaCl2和CaO溶液。观察到表面修饰层形成，其组成为氢氧化钙和钛酸钙，表面修饰层的厚度依次为CaO＞CaCl2＞Ca（NO3）2·4H2O溶液。若将其浸泡在沸腾的上述溶液中，也观察到同样的结果，经上述浸泡后的钛金属表面与钙离子注入钛的情况类似，具有加速磷酸钙沉积和提高骨结合能力的作用。
（十一）激光熔覆涂层
为了改善涂层与基体的结构强度，近来发展出一种新的表面处理技术：激光熔覆涂层技术。它是以等离子喷涂等涂层方法制备的涂层为预置涂层，利用大功率的激光器对预置涂层进行快速熔化和凝固，从而在界面处发生适当的物理和化学反应，达到使基体与涂层结合更牢固的目的。有研究表明，采用激光熔覆的等离子喷涂涂层比未作处理的等离子喷涂涂层的热循环寿命成倍提高。目前这一新的表面处理技术还处于起步阶段。
（十二）类金刚石碳膜
类金刚石碳膜（DLC）是一种新的有希望的生物材料，它的化学性质稳定，生物相容性和血液相容性（主要是抗血栓形成性）优良，硬度高，耐磨蚀性优良。因此，有希望用于改善金属质（如不锈钢、钛基钛合金）人工心脏瓣膜和人工关节的耐磨性和抗血栓性。目前，用于制备DLC膜的方法很多，大多用于非生物医学用途，用于生物医学目的主要是提高耐磨性和抗血栓性。已有用离子束增强沉积法、等离子辉光放电CVD法、磁控管溅射法、RF—PCVD和微波等离子（MWP）法等在不锈钢和钛基合金上制备DLC膜的报道，下面介绍其中两种方法。
1.磁控管溅射法采用多靶磁控管溅射设备，在不锈钢表面制备出了DLC/不锈钢梯度涂层，大大提高了DLC与不锈钢基体的结合强度。实验条件是：氩（Ar）气压0.267～2.67Pa，石墨靶与基体的距离为25～30mm，不锈钢靶与基体的距离为40mm，石墨溅射功率为90～100W，不锈钢溅射功率为0～70W。由于该方法的工作温度不高于200℃，比等离子辉光放电CVD法的工作温度低约300℃，因此，减小了结合强度的损失。该DLC/不锈钢梯度涂层满足了人工心脏瓣膜对生物学性能和机械性能的要求。
2.微波等离子（MWP）CVD法由于微波等离子体有很高的能量、活性，因此，化学反应很容易发生。与其他的沉积技术比较，MWPCVD有明显的优点，如设备简单、易形成等离子体、控制方便、良好的重现性和稳定性，不需要基体加热器，没有电极污染等，这种方法尤其适合于制备人工心脏瓣膜材料的表面涂层，以提高硬度和结合强度。选择微波CH4—Ar等离子系统制备DLC薄膜，结果表明：DLC薄膜的沉积速率与微波的功率、气体压力、基体温度和碳的浓度密切相关，为了获得硬度高，结合牢的碳膜，最佳的工艺条件为：CH4体积浓度10%～50%；微波的功率600～750W；气体压力0.267～1.333kPa；基体的温度应控制在100～200℃。MWPCVD工艺（低温CVD艺），可以减少人工心脏瓣膜框架在沉积过程中因热应力作用引起的变形，从而提高薄膜与基体的结合强度。MWPCVD制备的DLC薄膜表现出许多优良的特性。这种新的方法对于人工心脏瓣膜上研制功能梯度生物材料有重要意义。
三、多孔金属
金属材料表面无生物活性，不能与生物骨组织形成骨性结合，骨结合强度低，仅有机械镶嵌固定作用。常用的改进手段是增加表面粗糙度，如用化学腐蚀等方法制造珊瑚状表面；机械加工沟槽、纹样或采用精密铸造的超过半球面的珍珠状表面等。但这些方法仍不能获得较高的骨结合强度。
多孔金属是基于生物组织可以长入，从而提高机械固定作用的原理而开发的。目前，研究主要集中在具有良好生物相容性的多孔金属钛基钛合金TC4方面。其方法主要有真空烧结法，即将钛基合金制备成球形粉，真空下松装烧结，获得了气孔率为40%，孔径为150μm的多孔钛合金，其抗弯曲强度可达128MPa。为了进一步改善其表面生物活性，可在多孔钛合金表面蒸镀TiN，然后涂覆质量比为1：1的羟基磷灰石和中性玻璃的混合液，在真空下950℃烧结30min，获得厚度约250μm，结合强度为8MPa的涂层，蒸镀TiN的目的是防止钛基合金表面的过度氧化，以提高涂层的结合强度。研究多孔钛基合金的目的还不仅仅在于改变表面骨结合性能，同样，还被用来降低金属钛基合金的弹性模量，以提高其力学相容性，从而开发出新型的多孔金属人工骨。有关多孔金属的研究还有待于进一步加强。
四、材料配伍及设计
由于金属材料本身性能的局限性以及生物医疗器械产品的复杂性、多功能和高性能要求，使得仅用一种金属材料。即使采用多种材料的表面改性技术，也很难满足现代医学的要求。因此，人们又把目光转向金属与陶瓷、金属与高分子材料配伍或复合的材料。从人工关节的发展可以看出这一发展趋势。目前，人工关节的主体材料仍以金属材料为主，如钴—铬—钼合金、Ti6Al4V等，其主要原因是它们具有良好的力学性能和加工性能。但人工关节失效的主要原因有两个：①金属关节面易磨损，磨损产物造成不良的生理组织反应；②关节柄部松动、下沉，其原因是金属表面与骨组织结合不良。为了解决这两个难题，人们作了多种尝试。以全髋关节为例，较早的改进是金属的股骨头与高分子聚乙烯配伍，大大减少了磨损量，但仍不能满足临床的需求；随后的改进除对金属关节面进行表面处理（如氮离子注入、涂搪法）外，主要是用陶瓷材料的髋关节头取代金属质的髋关节头，即采用了金属与陶瓷材料配伍的形式。先后开发并进入临床应用的陶瓷髋关节头有高纯氧化铝陶瓷（Al2O3）、玻璃碳（C）、氧化锆陶瓷（ZrO2）、氧化锆增韧氧化铝陶瓷（ZTA）、氮化硅（Si3N4）、碳化硅（SiC）、赛龙陶瓷（Sialon， Si-Al-O-N系陶瓷）等，与之配伍的髋臼材料主要是聚乙烯，近年来又发展了超高相对分子质量聚乙烯。据报道，高纯镜面光滑的氧化铝陶瓷股骨头与超高相对分子质量聚乙烯髋臼配伍，获得了较低的体积磨损率：0.5mm3/106次（按ASMF732-82方法），而同组Co—Cr合金与聚乙烯配伍的全髋关节的磨损率为0.75mm3/106次。但近来已有氧化铝与超高相对分子质量聚乙烯配伍的髋关节因聚乙烯磨损而对人体造成危害的报道。未来的发展可能是采用高精密度配伍的氧化铝陶瓷与氧化铝陶瓷髋臼配伍的全髋关节，其精度要求配合间隙在9～10μm，以避免应力冲击变形造成髋臼的破裂，这种配伍的体积磨损率仅为0.02mm3/106次，加之氧化铝本身具有较好的生物相容性，因此，这种配伍形式将是未来的发展方向之一。
在改善髋关节柄部的骨结合性方面，主要是采用增加柄部表面的粗糙度和表面进行生物陶瓷涂层改性，这方面已取得了很大的进展，但进一步的研究主要是如何提高涂层与金属的结合强度，延长涂层的使用寿命。
在金属与陶瓷复合设计方面的典型例子是已开发成功的金属-陶瓷复合型股骨头。它是以金属为内芯，以高纯氧化铝陶瓷为外壳，柄部涂有生物活性陶瓷涂层的复合型人工股骨头。
陶瓷的外壳赋予它良好的生物相容性和耐磨性，金属内芯为它提供高强度的性能，减小了全陶瓷柄的折断危险性。该复合设计的关键在于：①调节金属和陶瓷的热膨胀系数，使之匹配，不导致陶瓷外壳的开裂；②在陶瓷表面（内壳表面）涂覆中间过渡层，提高陶瓷与金属的结合强度。
长期以来，人工关节的型号单一，一般仅有大、中、小三种规格可供选择，远远不能满足临床个体的需求。有资料报道，由于人工关节的形状不能因人而异，导致关节柄与股骨腔存在间隙，从而导致了关节的后期松动，若采用骨水泥固定，又会造成骨吸收，造成相同的不良后果。目前，已发展出一个全新的系统，可以完满解决这一难题。这个系统由计算机辅助人工关节设计软件、人工关节数据库、计算机控制快速成型设备（如数控机床等）组成，可以在7天内根据患者髋关节的X射线照片或CT扫描片进行设计和加工好患者所需的特制人工关节。若用Internet将医院——设计单位——加工单位有机连接起来，则可以实现远程的人工关节的预定加工，再通过邮政快递可以快速为每位患者特制所需的人工关节，有关这方面的内容将在第九章详述。
总之，生物医用植入产品种类繁多，不仅需要对产品的材料、性能、结构进行周密设计，同时还要考虑到临床医生使用和操作的方便，甚至还要考虑到植入物失效或部分失效后，如何更换部件或如何将植入物方便取出等问题。在矫形内固定物方面的设计也需改进，以使其更符合力学原理与要求，避免应力屏蔽作用。产品结构设计是一项需要材料研究人员与临床医生们密切配合，共同完成的任务，也是一项重要的研究课题。
（贺海怿；汤立新；张春霖；娄朝晖）
