常用医用金属材料.doc

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 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。

本世纪30 年代，随着钻铬合金、不锈钢和钛及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＜ 0． 03mm 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 (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（Cr－ Ni － 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，每年要经受约次（以每 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316 不锈200 600～700 240～300 35～65 260～280 170～200 钢316L 不锈200 540～620 200～250 50～60 260～280 170～200 钢铸钴合金200 655 450 8 316 300锻钴合金230 900～1540 380～ 1050 8～60 24～483 265～450纯铁110 405～550 345～485 15～18 310 240钛-6 铝-4124 896 830 10～11 551 380 钒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，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 ) 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。