本發(fā)明屬于生物醫(yī)用材料領(lǐng)域，涉及一種自身具有多種生物醫(yī)學(xué)功能的新型醫(yī)用鈦合金。

背景技術(shù)：

醫(yī)用純鈦及鈦合金由于其較低的彈性模量、高比強(qiáng)度、優(yōu)異的耐腐蝕性和生物相容性等特點(diǎn)，從20世紀(jì)40年代開始，逐漸被廣泛應(yīng)用于人工關(guān)節(jié)(髖、膝、肩、踝、肘、腕、指關(guān)節(jié)等)、骨創(chuàng)傷產(chǎn)品(髓內(nèi)釘、骨釘、接骨板等)、脊柱矯形固定系統(tǒng)、牙種植體、牙托、牙矯形絲、人工心臟瓣膜、介入支架等植入醫(yī)療器械。其中，以航空應(yīng)用為背景開發(fā)的Ti-6Al-4V鈦合金從20世紀(jì)70年代起開始在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中得到應(yīng)用，到目前為止仍然是骨科中應(yīng)用最多的醫(yī)用鈦合金材料。但Ti-6Al-4V合金自身所表現(xiàn)出的生物惰性使其與植入部位的整合性差，易因微動(dòng)、感染、炎癥刺激等因素導(dǎo)致植入體松動(dòng)，進(jìn)而會(huì)影響治療效果，最終可能會(huì)導(dǎo)致植入失敗，這已經(jīng)成為醫(yī)用鈦合金植入器械臨床應(yīng)用中需要迫切解決的一個(gè)重要問題。

理想的骨科植入物應(yīng)該具有促進(jìn)成骨的生物功能，這樣就能實(shí)現(xiàn)骨組織與植入物界面在機(jī)械與生物兩方面實(shí)現(xiàn)更完美的結(jié)合，進(jìn)而加快骨生長(zhǎng)過程，促進(jìn)骨重建及修復(fù)。同時(shí)，骨的形成與豐富的血供密不可分。血液可以為骨組織提供豐富的營養(yǎng)物質(zhì)、運(yùn)送生長(zhǎng)因子、生化信號(hào)等，并且能夠?qū)⑵洚a(chǎn)生的廢物通過血液排出。因此，如果植入物自身同時(shí)具有成骨及 血管生成的生物醫(yī)學(xué)功能(活性)，無疑將會(huì)大大提升骨組織的修復(fù)能力和速度，縮短骨重建及修復(fù)時(shí)間，增強(qiáng)植入材料與骨組織的整合強(qiáng)度。

目前，主要是通過表面改性技術(shù)提高鈦合金的表面生物活性，使其具備了一定的成骨功能，甚至具有血管再生趨勢(shì)等生物醫(yī)學(xué)功能。然而，表面改性技術(shù)仍然存在一定的不足和局限性，例如，涂層與鈦合金基底的理化性質(zhì)差異大導(dǎo)致的結(jié)合力太差，使涂層易于脫落；涂層所載的生物活性因子因快速釋放導(dǎo)致的副作用；活性因子不能長(zhǎng)期持續(xù)釋放導(dǎo)致的不能發(fā)揮持久生物活性作用；復(fù)雜的涂層制備工藝而帶來的制造成本增加等問題。

因此，現(xiàn)有技術(shù)的不足在于：目前還沒有安全可靠、穩(wěn)定持久，并自身具有促進(jìn)成骨與血管再生功能的骨科植入物用醫(yī)用金屬材料。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明針對(duì)上述問題，提出了一種醫(yī)用鈦合金及其制備、熱加工、熱處理方法與應(yīng)用，以解決現(xiàn)有骨科植入材料植入后因其生物惰性使其與植入部位的整合性差導(dǎo)致的植入體松動(dòng)甚至植入失敗的問題。

為實(shí)現(xiàn)上述目的，本發(fā)明采用的技術(shù)方案是：在現(xiàn)有(α+β)雙相醫(yī)用鈦合金Ti-6Al-4V的化學(xué)成分基礎(chǔ)上，添加適量的銅元素(Cu)與鍶元素(Sr)，其化學(xué)成分為重量百分比：Al：5.5-6.5；V：3.5-4.5；Cu：6-12；Sr：0.1-2；其余為Ti及不可避免的雜質(zhì)，雜質(zhì)元素含量應(yīng)滿足我國外科植入物用Ti-6Al-4V合金的相關(guān)要求。其中Cu與Sr元素的重量百分比優(yōu)選為：Cu：8-10；Sr：0.5-1.5。

在本發(fā)明的具有促成骨及血管再生等生物功能的新型醫(yī)用鈦合金的成分設(shè)計(jì)中，Cu是本發(fā)明所述醫(yī)用鈦合金中最重要的合金元素，這是保證鈦 合金具有促進(jìn)成骨與血管再生的必要條件，也是本發(fā)明的主要?jiǎng)?chuàng)新點(diǎn)之一。本發(fā)明是在醫(yī)用鈦合金中加入適量的銅元素，以保證在特殊熱處理?xiàng)l件下，微量銅離子能夠從鈦合金表面持久釋放，從而賦予鈦合金促進(jìn)成骨與血管再生的生物功能。如果銅含量相對(duì)較低，即使經(jīng)過特殊熱處理，鈦合金也無法釋放足量的銅離子，因而不具備促進(jìn)成骨與血管再生的生物功能。如果銅含量相對(duì)過高，則會(huì)導(dǎo)致鈦合金釋放過多的銅離子，會(huì)影響鈦合金的耐蝕性能及生物安全性，過高的銅含量對(duì)鈦合金的力學(xué)性能和加工性能也會(huì)產(chǎn)生負(fù)面影響。只有在本發(fā)明提供的Cu含量的范圍內(nèi)，鈦合金才能保證優(yōu)異的力學(xué)性能、加工性能、耐蝕性能以及生物安全性等。Sr也是本發(fā)明所述醫(yī)用鈦合金中的重要合金元素，其能發(fā)揮促進(jìn)骨組織生長(zhǎng)的作用，因此其可與Cu元素協(xié)同發(fā)揮促進(jìn)成骨的作用，使本發(fā)明提供的新型醫(yī)用鈦合金具有更加優(yōu)異的成骨功能。如果Sr含量太低，其與Cu元素相互協(xié)同發(fā)揮的成骨作用就會(huì)減弱。Sr本不是鈦合金化元素，也是首次創(chuàng)新地加入到鈦合金中。如果Sr含量相對(duì)過高，則會(huì)影響合金的顯微組織、力學(xué)性能和加工性能。

本發(fā)明還提供了所述新型醫(yī)用鈦合金的制備方法、熱加工、熱處理工藝：

首先，利用真空電弧爐熔煉，得到合金鑄錠，鑄錠需重復(fù)熔煉不少于5次，并在均勻化處理的溫度范圍內(nèi)保溫至合金中的各元素充分均勻化，均勻化處理的溫度范圍為1200-1250℃，保溫時(shí)間為2-4小時(shí)。

熱加工是將該合金鑄錠開坯鍛造，分多火鍛造成棒材和/或初軋坯料，終鍛溫度≥900℃。

熱加工后獲得新型醫(yī)用鈦合金需進(jìn)行特殊的熱處理，即固溶處理，在固溶溫度范圍內(nèi)保溫至醫(yī)用鈦合金中Cu、Sr元素充分固溶于基體中，水冷，固溶處理的溫度范圍為900-1000℃，保溫時(shí)間為1-2小時(shí)。

采用本發(fā)明所述方式制備得到的醫(yī)用鈦合金可作為骨科植入物材料進(jìn)行應(yīng)用，發(fā)揮獨(dú)特的促進(jìn)成骨、血管再生功能。

本發(fā)明的有益效果是：

本發(fā)明所述醫(yī)用鈦合金當(dāng)作為骨科植入物時(shí)，可向其附近組織中持續(xù)釋放微量Cu與Sr元素，不僅能夠促進(jìn)骨組織的生長(zhǎng)，還能有效地促進(jìn)血管再生，進(jìn)而大大提升骨組織的修復(fù)能力和速度，縮短骨重建及修復(fù)，增強(qiáng)植入材料與骨組織的整合強(qiáng)度，解決現(xiàn)有骨科植入材料植入后因其生物惰性使其與植入部位的整合性差導(dǎo)致的植入體松動(dòng)甚至植入失敗的問題。

附圖說明

圖1 VEGF(血管內(nèi)皮生長(zhǎng)因子)表達(dá)結(jié)果。

圖2 堿性磷酸酶(ALP)活性。

具體實(shí)施方式

實(shí)施例1～9：

將鈦合金(成分含量數(shù)據(jù)見表1)進(jìn)行熱加工和熱處理，具體為：

1、將鈦合金在1200-1250℃均勻化處理2小時(shí)，至鈦合金中的各元素充分均勻化；

2、將鈦合金開坯鍛造，分多火鍛造成棒材，終鍛溫度為900℃。

3、熱處理：將鈦合金在900-1000℃固溶處理1小時(shí)至鈦合金中銅元素、鍶元素充分固溶于基體，水冷。

對(duì)比例1～3：

重復(fù)實(shí)施例1，合金成分含量數(shù)據(jù)見表1。

表1實(shí)施例和對(duì)比例鈦合金的化學(xué)成分(重量％)

實(shí)施例10：

將實(shí)施例1-9和對(duì)比例1-3的鈦合金采用INSTRON 5582型號(hào)拉伸儀進(jìn)行力學(xué)性能檢測(cè)，獲得拉伸強(qiáng)度Rm/MPa、延伸率δ/(％)等常規(guī)力學(xué)性能數(shù)據(jù)，檢測(cè)結(jié)果見表2。

其中，拉伸強(qiáng)度的計(jì)算公式為：

Rm＝p/(b×d)，式中，Rm為拉伸強(qiáng)度(MPa)；p為最大負(fù)荷(N)；b為試樣寬度(mm)；d為試樣厚度(mm)。

延伸率的計(jì)算公式為：

δ＝ΔL/L×100％，式中，ΔL為試樣拉伸斷裂后標(biāo)距段的總變形，L為原標(biāo)距長(zhǎng)度。

從表2可以看出，添加適量Cu、Sr元素的鈦合金與原有鈦合金相比，強(qiáng)度明顯升高，塑性有少量下降，可見本發(fā)明提供的實(shí)施例中添加Cu、Sr元素的鈦合金具有較好的力學(xué)性能，其中實(shí)施例3-7的抗拉強(qiáng)度達(dá)到1000MPa以上。

實(shí)施例11：

將實(shí)施例1-9和對(duì)比例1-3的鈦合金進(jìn)行耐蝕性能檢測(cè)，即采用不銹鋼點(diǎn)蝕電位測(cè)量方法(國家標(biāo)準(zhǔn)：GB/T 17899-1999)，對(duì)本發(fā)明實(shí)施例1-9和對(duì)比例1-3的鈦合金進(jìn)行陽極極化曲線測(cè)試，測(cè)試結(jié)果見表2。

電化學(xué)腐蝕性能測(cè)試是證明材料耐微生物腐蝕能力的一種手段，特別是根據(jù)點(diǎn)蝕電位的變化，能夠較好地說明材料耐生物腐蝕能力的高低。

從表2可以看出，本發(fā)明實(shí)施例所述鈦合金的點(diǎn)蝕電位較現(xiàn)有Ti6Al4V鈦合金有大幅度提高，特別是實(shí)施例3-7所述鈦合金的點(diǎn)蝕電位顯著提高。本發(fā)明所述合金的點(diǎn)蝕電位滿足國家相應(yīng)標(biāo)準(zhǔn)要求，即點(diǎn)蝕電位超過800mV，能夠顯著增強(qiáng)材料的耐微生物腐蝕能力，提高材料的抗腐蝕風(fēng)險(xiǎn)。

表2實(shí)施例和對(duì)比例鈦合金的性能檢測(cè)結(jié)果

實(shí)施例12：

將實(shí)施例1-9和對(duì)比例1-3的鈦合金進(jìn)行MTT(3-(4,5)-dimethylthiahiazo(-z-y1)-3,5-di-phenytetrazoliumromide，3-(4，5-二甲基噻唑-2)-2，5-二苯基四氮唑溴鹽)生物安全性能檢測(cè)，即根據(jù)國標(biāo)GBT16886.5-2003醫(yī)療器械生物學(xué)評(píng)價(jià)，包括細(xì)胞相對(duì)增殖率(RGR)。

采用噻唑藍(lán)MTT比色法測(cè)定細(xì)胞生存率，進(jìn)而評(píng)價(jià)樣品的生物安全性。MTT法是一種檢測(cè)細(xì)胞存活和生長(zhǎng)的方法，其檢測(cè)原理為活細(xì)胞線粒體中的琥珀酸脫氫酶能使外源性MTT還原為水不溶性的藍(lán)紫色結(jié)晶甲瓚(Formazan)并沉積在細(xì)胞中，而死細(xì)胞無此功能。

具體操作步驟為：將人成骨肉瘤細(xì)胞MG63的凍存管從液氮中取出， 37℃水浴中快速融化，離心棄上清，加入新鮮配制的含10％胎牛血清的DMEM(dulbecco's modified eagle medium，高糖培養(yǎng)基)高糖培養(yǎng)基中，反復(fù)吹打成細(xì)胞懸液后移入培養(yǎng)瓶中，置于37℃、飽和濕度、體積分?jǐn)?shù)為5％的CO₂恒溫培養(yǎng)箱中靜置培養(yǎng)，隔日換液。3-4天傳代培養(yǎng)，在倒置相差顯微鏡下觀察細(xì)胞形態(tài)。取生長(zhǎng)旺盛的MG63細(xì)胞，2.5g/L胰蛋白酶消化后，用含10％胎牛血清的DMEM培養(yǎng)液制備成細(xì)胞密度約為6×104/mL的單細(xì)胞懸液，接種于9塊96孔培養(yǎng)板，每板設(shè)A、B、C、D、E、F、G、H、I實(shí)驗(yàn)組及調(diào)零組，每組10孔，實(shí)驗(yàn)組每孔中均加入細(xì)胞懸液100μL，37℃、5％CO₂條件下靜置培養(yǎng)。待細(xì)胞貼壁生長(zhǎng)后棄去原培養(yǎng)液，PBS反復(fù)沖洗，按實(shí)驗(yàn)分組加樣。加樣24小時(shí)、48小時(shí)、72小時(shí)、96小時(shí)、120小時(shí)后，每孔加入新鮮配制的5mg/mL的無菌MTT溶液，繼續(xù)培養(yǎng)4小時(shí)終止培養(yǎng)。小心棄去原培養(yǎng)液，每孔加入150μL DMSO(Dimethyl sulfoxide，二甲基亞砜)，室溫下微量振蕩器振蕩培養(yǎng)板10分鐘使結(jié)晶物充分溶解。用酶聯(lián)免疫檢測(cè)儀在490nm波長(zhǎng)處測(cè)定各孔O.D.(optical density，光學(xué)密度)值。實(shí)驗(yàn)重復(fù)三次取各組平均值。計(jì)算RGR(relative growth rate，細(xì)胞相對(duì)增殖率)，計(jì)算公式：RGR＝(實(shí)驗(yàn)組O.D.值/培養(yǎng)基O.D.值)×100％，對(duì)各組結(jié)果進(jìn)行評(píng)價(jià)，結(jié)果見表2。

從表2可以看出，本發(fā)明實(shí)施例所述鈦合金的細(xì)胞相對(duì)增值率與普通鈦合金Ti6Al4V相當(dāng)，甚至實(shí)施例3-7所述鈦合金的細(xì)胞相對(duì)增值率更高，均符合生物醫(yī)用材料的細(xì)胞毒性要求，是生物安全的。

實(shí)施例13：

將實(shí)施例1-9和對(duì)比例1-3的鈦合金進(jìn)行Real time PCR測(cè)定VEGF(血管內(nèi)皮細(xì)胞生長(zhǎng)因子)mRNA表達(dá)水平，評(píng)價(jià)鈦合金促進(jìn)血管再生的能力。將處于對(duì)數(shù)生長(zhǎng)期的血管內(nèi)皮細(xì)胞(VECs)消化后均勻接種于6孔板中，培養(yǎng)4天和7天，按RNAisoPlus說明提取VECs總RNA，測(cè)總RNA濃度和純度。按逆轉(zhuǎn)錄試劑盒說明書操作，在20μL逆轉(zhuǎn)錄反應(yīng)體系中，以1μg總RNA為模板進(jìn)行逆轉(zhuǎn)錄反應(yīng)，合成cDNA。用RT-PCR儀以20μL反應(yīng)體系進(jìn)行PCR反應(yīng)，以β-actin為內(nèi)參。引物序列：VEGF：上游引物5′-GAGCCTTGCCTTGCTGC-TCTAC-3′，下游引物5′-CACCAGGGTCTCGA-TTGGATG-3′；β-actin：上游引物5′-TGGCAC-CCAGCACAATGAA-3′，下游引物5′-CTAAGT-CATAGTCCGCCTAGAAGCA-3′。PCR反應(yīng)條件：預(yù)變性95℃ 30s，變性95℃ 5s，退火60℃ 15s，延伸72℃ 25s，共30個(gè)循環(huán)，熔解72～95℃。結(jié)果用2-ΔΔCt計(jì)算VEGF mRNA的相對(duì)表達(dá)量，每個(gè)實(shí)驗(yàn)組重復(fù)3次計(jì)算統(tǒng)計(jì)量。對(duì)各組結(jié)果進(jìn)行評(píng)價(jià)，結(jié)果分別見圖1。

經(jīng)過4天的培養(yǎng)，與對(duì)比例鈦合金相比，實(shí)施例鈦合金表面表達(dá)更高的VEGF(p≤0.01)，其中，實(shí)施例3-7的VEGF表達(dá)更高。與此同時(shí)，培養(yǎng)7天后，和對(duì)比例鈦合金相比，實(shí)施例3-7也表達(dá)出更高的VEGF(p≤0.01)。結(jié)果表明，本發(fā)明提供的含Cu、Sr的醫(yī)用鈦合金可提高VEGF，有利于血管再生。

實(shí)施例14：

將實(shí)施例1-9和對(duì)比例1-3的鈦合金進(jìn)行堿性磷酸酶(ALP)活性測(cè)試，評(píng)價(jià)鈦合金的促進(jìn)成骨能力。取長(zhǎng)勢(shì)良好的3代細(xì)胞以2×10⁴cell/孔的密度接種于實(shí)施例1-9和對(duì)比例1-3的鈦合金表面，分別培養(yǎng)4天和7天，以1％TritonX-100裂解細(xì)胞，得到細(xì)胞裂解液。BCA蛋白檢測(cè)試劑盒根據(jù)標(biāo)準(zhǔn)曲線檢測(cè)裂解液中的蛋白總量，進(jìn)而利用ALP試劑盒檢測(cè)得到相應(yīng)的ALP活性，490nm處檢測(cè)吸光值。ALP是骨生成的早期標(biāo)志，較高ALP活性有助于提高骨組織的礦化能力。圖2顯示了各鈦合金表面培養(yǎng)4天和7天后成骨細(xì)胞的堿性磷酸酶活性。

經(jīng)過4天的培養(yǎng)，與對(duì)比例鈦合金相比，實(shí)施例鈦合金表面具有更高的堿性磷酸酶活性(p≤0.01)，其中，實(shí)施例3-7表現(xiàn)出更高的ALP活性。與此同時(shí)，培養(yǎng)7天后，和對(duì)比例鈦合金相比，實(shí)施例3-7也表現(xiàn)出更好的ALP活性(p≤0.01)。結(jié)果表明，本發(fā)明提供的含銅、鍶的醫(yī)用鈦合金可提高堿性磷酸酶活性，有利于早期骨生成，進(jìn)而提高礦化能力。

綜上，通過以上實(shí)施例可知，當(dāng)Cu、Sr含量在一定的范圍內(nèi)時(shí)，經(jīng)過合適的熱處理，可獲得使新型鈦合金合金具備優(yōu)異的力學(xué)性能、耐蝕性能，以及促進(jìn)成骨、血管再生功能和較好的生物安全性。

上述實(shí)施例只為說明本發(fā)明的技術(shù)構(gòu)思及特點(diǎn)，其目的在于讓熟悉此項(xiàng)技術(shù)的人士能夠了解本發(fā)明的內(nèi)容并據(jù)以實(shí)施，并不能以此限制本發(fā)明的保護(hù)范圍。凡根據(jù)本發(fā)明精神實(shí)質(zhì)所作的等效變化或修飾，都應(yīng)涵蓋在本發(fā)明的保護(hù)范圍之內(nèi)。