人造关节材料表面工程的现状及前瞻

(英)董汉山，李小英

(英国伯明翰大学 冶金与材料学院, 英国 伯明翰 B152TT)

摘 要：表面工程已成为一门非常有前景的改善生物医学材料摩擦性能，从而提高人造关节性能及服役寿命的关键技术。长寿命人造关节的发展对生活质量的提高和对社会、经济的可持续性发展有着巨大的促进作用。文中首先扼要地讨论了制约人造关节寿命的主要问题（即承载啮合面的磨损）及可能的解决办法－表面工程。随后以研究结果为例回顾了表面工程技术发展的现状及存在问题。最后指出并讨论了人造关节表面工程未来的发展方向。

关键词：表面工程；人造关节

中图分类号：O485，TH17 文献标识码：A 文章编号：1007–9289(2008)05–0001–14

Surface Engineering for Joint Prosthesis: State-of-the-Art and Future Directions

DONG Han-shan，LI Xiao-ying

(School of Metallurgy and Materials, The University of Birmingham, Edgbaston Birminghan UK B152TT)

Abstract：Surface engineering has been emerging as one of the most promising technologies to improve the tribological properties of biomedical materials, thus achieving enhanced performance and prolonged life span of total joint replacements. This has great potential of improving quality of life and contributing to social and economic sustainable development. In this paper, the state-of-the-art of joint prosthesis is briefly overviewed. By way of example, recent progress in surface engineering of biomedical materials for joint prosthesis is then reviewed. Finally, future research directions and trends in the surface engineering of joint prosthesis are identified and discussed.

Key words: surface engineering; joint prostheses

0 引 言

(1) 历史的回顾

虽然滑膜关节，诸如髋关节和膝关节，是绝佳的天然轴承，但严重的骨关节疾病及骨折会导致病人关节疼痛、僵硬及变形，乃至行动不便而不得不借助于轮椅行动或长期卧床。最早的关节炎和骨关节骨折的外科手术的治疗可以追溯到19世纪中期^[1]。当时象牙、玻璃、金箔和耐热玻璃被利用于关节治疗的介入物。1938年，Wiles在英国Middlesex医院设计并植入了第1个不锈钢全髋关节于人体中以替代丧失功能的人体髋关节^[2]。

全髋关节人工置换的广泛成功应用应归功于John Charnley爵士在1962年设计出的由直径为22.5 mm 的不锈钢股骨头和超高分子聚乙烯髋臼组成的低摩擦全髋人工关节^[3]。Charnley的低摩擦全髋人工关节置换术对老年、活动较少的病人非常

成功，开创了人工关节置换的新纪元。这种低摩擦金属/高分子人造髋关节的成功，主要源于超高分子聚乙烯材料的低摩擦因数、较高的耐磨性能、优越的生物相容性和生物稳定性以及高的冲击韧性。因此在随后的30～40年间，超高分子聚乙烯一直是用于制造人工关节摩擦副的主要材料之一。

由于作用在髋关节和膝关节的最大载荷可达病人体重的5～7倍，现代全髋关节和膝关节假体一般由超高分子聚乙烯(UHMWPE)髋臼和金属股骨头(包括奥氏体不锈钢，钴–铬或钛–铝合金)组成(图1)。

图1 典型的金属/高分子髋关节(a)及膝关节(b)

Fig 1 Typical metal-on-polymer (a) hip and (b) knee joint prostheses

(2) 存在问题－承载啮合面的磨损

全关节置换术被广泛认为是生物材料和生物工程领域内在上世纪最伟大的成就之一。但是，临床实践显示，目前大部分患者的人造关节只能有效工作10～15年，之后就会主要因为啮合面的磨损问题而需要更换新的人造关节。

试验和临床研究都证明3/4的人造关节再次更换手术都和磨损细末累积在人造关节周边骨组织引起的无菌性松动和假体脱落有关^[4]。1974年Willert等^[5]基于对组织的观察首次提出了关于界面膜可能导致植入体松动的假设。很多研究^[6]显示引起无菌性松动和假体周围骨质溶解和萎缩的主要原因是人体对磨损屑的不良生物反应。Vidovszky和Bolander^[7]最近总结出聚乙烯碎片(即磨屑)引起骨质溶解的规律，指出骨质－移植体界面的磨损碎片引起的发炎反应是导致骨质溶解或萎缩的主要原因(图2^[8])。

图2 髋关节柄顶部周围的骨质溶解及吸收

Fig.2 Distal osteolysis of hip stem

研究指出最明显的溶骨效应发生在金属－高分子聚乙烯人造关节周边的骨组织，即聚乙烯磨屑是引起骨质溶解的罪魁祸首^[9]，虽然Ti,Co-Cr和不锈钢金属磨屑也在人造关节周边组织中发现^[9]，对失效的人造关节表面观察研究还发现，严重的磨损不仅仅发生在超高分子聚乙烯节臼啮合面，而且在金属的股骨头的接触面上也或多或少的存在磨损划痕(图3(a)^[10])。因此，大量的高分子磨屑也可能与金属股骨头的损坏而引起的高分子配合面严重磨粒磨损有关(图3(b))。因此近年来，倾向于用陶瓷或金属替代高分子材料即采用金属对金属或陶瓷对陶瓷的摩擦副。虽然陶瓷材料(如氧化铝或氧化锆)因具有优异的生物相容性和耐磨性而成为极有希望的人造关节材料，但是低的韧性仍然是制约其得以应用的主要技术障碍。尽管陶瓷股骨头的脆性断裂已从80年代中期的10 %减少至目前的1 %～2 %，然而其临床应用占全部髋关节应用的比例仍低于5 %。在美国和亚洲只使用陶瓷–高分子摩擦副，因此高分子磨屑仍然是一个问题。在欧洲，绝大多数外科医生对全陶瓷–摩擦副的应用仍有顾虑^[11]。

(a)钛合金股骨头磨痕

(b)骨组织磨屑

图3 在取出的钛合金股骨头上观察到的大量划痕(a)及其周围骨组织中的很多细小的磨屑(b)

Fig.3 (a) extensive scratches on retrieved titanium femoral head and (b) wear debris in the surrounding bone tissues另一种代替高分子材料的办法是使用金属对金属的人造关节摩擦副。例如，临床和试验研究显示，与金属对高分子摩擦副相比，由钴–铬制造的全金属人造髋关节可以减少磨屑达40倍。在过去10年，超过6万个全金属人造髋关节已植入人体。近代先进人造关节制造技术和关节几何形状及配合间隙的精确控制可以有效地增强人造关节的润滑从而降低摩擦及减少磨损^[11]。但是，由磨损而引起的钴–铬离子的释放可能会导致一些不良的人体反应。显然，如果能提高承载啮合面的抗磨损能力，则迁移到人造关节周边骨组织中的磨屑就会减少，从而降低或避免由磨屑引起的骨质溶解及以金属离子可能引起的毒副作用。

 (3) 长寿命人造关节体的需求

近年来，由于人口持续老龄化以及人类寿命的显著延长，迫切需要发展长寿命的人造关节移植体。原因之一是约80 %的老年人(65岁以上)患有一种或多种关节疾病。随着年龄增加（特别是对中老年妇女），骨的密度和强度都会急剧下降(图4)^[12]，极可能会因跌倒而导致关节

断裂。因此，联合国倡导了10年的关注主题：骨和关节的10年(2000年～2010年）。由于人工关节置换是最有效的减轻疼痛，恢复活动能力和提高生活质量的途径，因而对人工关节的需求量会不断增加。同时人工关节的再次更换外科手术的花费和失败率都比首次更换高很多，由此导致的经济损失和对身体的伤害都非常之大。例如，在英国约20 %的人造关节置换手术是用于更换失效的人造关节，这样的再次更换手术每年花费英国国民健康保险(NHS)3 200万英镑，而在世界范围内这样的花费为每年50亿英镑^[13]。所以，怎样提高人造关节承载啮合面的抗磨损能力，进而显著提高关节移植体的寿命已经成为一个众所关注的具有挑战性的课题。

图4 骨密度与人的年龄及性别的关系

Fig. 4 Bone density of a function of age and sex

过去数10年的研究表明，人造关节移植体的寿命在一定程度上还取决于植入体和骨组织之间固定的稳定性。虽然以聚甲基丙烯酸甲酯为基的骨水泥固定人造关节已经被长期普遍应用，但是近期研究发现骨水泥碎屑是引起高分子磨损的另一重要原因。因此无骨水泥固定(或称为生物固定)人造关节移植体越来越受关注。为了促进骨组织在金属植入体上的生长，一些表面工程技术已被应用于人造关节的设计和生产中。比如，通过喷丸处理或形成多孔表层、表面组织图案来加强植入体与骨组织之间的结合强度，从而促进人造关节在骨中的固定。

为了进一步促进生物固定性，一种具有生物活性的陶瓷材料―羟基磷灰石(HA)被用来作为人造关节的表面镀层^[14]。虽然HA镀层已经在牙科和整形外科中被用于促进骨组织的向内生长以增强植入体的固定，但是HA的力学性能使其在全关节置换术中作为承载啮合面材料的应用受到限制^[15]。虽然它在植入体材料的表面工程中是一个热点，但详细的讨论已超出本文的讨论范畴。

1 表面工程的作用

现已公认表面工程是改善材料表面腐蚀、摩擦和疲劳性能的最有用的方法之一。由以上的讨论分析可知，人造关节配合面的磨损是制约其使用寿命的主要因素。因此，现代表面工程技术可望有效地提高人造关节承载配合面的表面性能，从而为发展长寿命的人造关节奠定必要的基础。表面工程是一门包含很多表面技术的综合学科，它的技术可以被归为两大类：表面涂层和表面改性，通过表面工程材料可以得到很广范围的各种硬度与处理厚度的组合。

2 表面涂层技术

如前所述，由于其优异的生物相容性、耐腐蚀性，低摩擦及高耐磨性，陶瓷是很诱人的人造关节摩擦副材料。然而，陶瓷材料固有的低韧性阻碍它在人造关节方面的成功应用。但是，高耐磨的陶瓷涂层可以克服整体陶瓷的脆性问题同时能大大增强金属承载表面的摩擦学性能而在发展长寿命人造关节方面具有广泛的应用前景。

用于提高人造关节表面摩擦学性能的表面涂层的发展经历了3个阶段：① 20世纪70年代的热喷涂Al₂O₃和ZrO₂陶瓷层；② 20世纪80年代的物理气相沉积(PVD)TiN层；③ 20世纪90年代至今的碳基类金刚石膜、CrN及S–Phase 沉积层。

2.1 PVD 镀层

2.1.1 TiN薄镀层

20世纪80年代末期，物理气相沉积(PVD)技术的快速发展使得镀层质量有了显著的提高。部分研究人员开始探索氮化钛(TiN)作为Ti–6Al–4V的抗磨损镀层以用于全髋关节置换(THRs)^[16]和全膝关节置换(TKRs)^[17]的可能性。Coll et al.^[17,18]利用多弧反应蒸发工艺(Multi–Arc’s A VID)系统在Ti–6Al– 4V股骨头上镀了一层氮化钛。工艺参数为500 ℃、1 h，偏压–1 000 V的沉积工艺，得到了晶粒细小，厚度为5 μm的致密柱状氮化钛镀层。由于镀层的表面粗糙度(Ra)从0.05 μm 到0.15 μm，处理后的关节头需要细致地抛光。

最初的体外测试(包括球盘磨损摩擦系统和仿髋关节模拟测试)结果表明，氮化钛镀层可以明显地减少与之配合的超高分子聚乙烯(UHMWPE)啮合面的磨损。这主要是由于氮化钛镀层具有很低的摩擦因数和良好的化学稳定性^[17]。1988年Suire 等^[19]成功获得了“用于外科植入体表面金属化合物镀层的工艺方法及所形成植入体”的专利。随后在欧洲展开了对带有氮化钛镀层的人造髋关节和膝关节的临床测试研究^[17]。Harman等^[20]于1997年首次报告了带有氮化钛镀层的Ti–6Al–4V股骨头在体内使用一年后的磨损情况。结果发现在与UHMWPE关节表面啮合的区域内，由于结合强度低部分TiN镀层从Ti–6Al–4V股骨头表面剥离而产生磨损碎片。这个发现使他们认识到必须在对氮化钛镀层进行严格的测试和评估后才能考虑是否将这种表面处理技术广泛应用于人造关节。

近期，Rnimond和Pietrabissa^[21]发表了一个关于TiN镀层在体内磨损性能的详细研究报告。该研究选取了在人造关节再次更换手术中得到的4个使用寿命为18到96个月的带有TiN层的钛合金股骨头。对关节面初步的检测发现了方向各异的约3 mm长轻微划痕，证明有三体磨粒磨损发生。两个股骨头的前端出现了约占整个关节面面积10 %到70 % 的暗灰色变色区域。扫描电镜观察发现了脱落的TiN层碎片(图5)。这些碎片造成表面损害,使表面粗糙度(Ra)由原来未受损时的0.02 μm增加到了0.37 μm。显然，镀层的结合性不好导致了TiN碎片的出现，而TiN碎片引起了UHMWPE配合端面的严重磨损，最终导致了人造关节的松动及脱落。这个报告告诫人们镀有薄TiN的钛合金不适合用于植入人体内的承载人造关节。

图5 早期失效的带TiN镀层的髋关节头

Fig.5 Damage of retrieved TiN coated hip joint: (a) schematic of the damaged head (b) SEM details of from the damaged dull grey area事实上，在1998年英国医疗器械管理处对一种人造髋关节发出危险警告，5 000名植入过该类人造髋关节的患者被召回，并告知可能须接受重复手术以替代这种带有问题的髋关节。原因是大约26 %的患者在平均两年之内出现了早期髋关节失效。其可能的原因是脱落的氮化钛碎片侵蚀健康的骨头，最终导致其断裂^[22]。最近，Onate 等^[23]尝试使用一种商业化的离子镀PVD(Balinit^®, Balzers)方法在钴铬钼合金啮合端面上镀一层3～4 μm厚的TiN层，以期减少与之配合的UHMWPE表面的磨损。然而膝关节模拟试验显示当钴–铬啮合面带有TiN镀层时，与之配合的UHMWPE表面的磨损增加了5倍。磨损面的观察发现有些微小区域内(约50～70 μm 直径范围内)不存在TiN层，进一步的研究发现这些区域对应于钴铬合金基体中的碳化物分布区。综上所述, 虽然氮化钛本身拥有良好的生物相容性和极佳的抗磨损能力，但是较薄(3～5 μm)的TiN层并不适合于用来防止人造关节的承载啮合面的磨损。

2.1.2 厚陶瓷镀层

由上节讨论可知，沉积在金属股骨头上的薄TiN镀层并不能减少与之配合的UHHWPE表面的磨损。事实上，由于TiN的剥落而造成的严重磨损也在实验室及临床研究中观察到。Fisher等认为薄镀层(2～3 μm)的失效可能与早期磨合阶段的局部压入(bedding–in)和磨损(可达1～3 μm)，及径向间隙以及关节头球形误差有关^[24]。实际上从承载能力的角度来看，薄镀层的早期失效其实与软基体在应力作用下的变形有关。

因此，适当增加陶瓷镀层的厚度可望提高其抵抗表面破坏的能力。利兹大学的Fisher等与PVD公司及人造关节制造商合作在进行这方面的尝试^[24]。他们在高碳及低碳钴–铬合金髋关节上用电弧蒸发物理气相沉积(AEPVD)方法沉积了厚度在8～12 μm范围的TiN，CrN及CrCN镀层。TiN和CrN的硬度为25 GPa而CrCN的硬度略低为20 GPa。他们用髋关节模拟实验机测试了这些厚PVD镀层的磨损行为并与未处理的钴铬对钴铬人造髋关节进行了比较。经500万次循环应力后的磨损率如图6所示，与未处理的钴铬对钴铬摩擦副相比，CrN对CrN以及CrCN对CrCN摩擦副的磨损率可以至少降低36倍。因此，这些厚镀层具有提高金属对金属(或称全金属)人工关节耐磨性的巨大潜力^[24]。

经500万周次关节模拟实验机测试所得到的未处理的(MOM)和带CrN镀层(CrN–CrN)涂层的磨损量

Fig.6 The wear rates after 5 million cycles of the CrN, CrCN surface engineered and uncoated CoCr-on-CoCr prostheses

但是必须指出，在模拟试验后CrN层表面也发现了一些局部的裂纹及麻点，因此镀层的质量有待于进一步提高。

2.1.3 PVD S–Phase层

由上可知，硬陶瓷镀层和非晶类金刚石薄膜可以提高金属人造关节零件的耐磨性，但是这些镀层材料在成分上及物理化学性能上与金属基体差异很大，与之有关的镀层剥落及界面腐蚀是阻碍这些镀层在人工关节方面应用的障碍。

上世纪80年代中期发现的碳或氮原子超过饱和奥氏体或称为S相不但具有极高的硬度和耐磨性，同时也继承了奥氏体不锈钢优异的耐腐蚀性能。因此S相是一种可能用来提高奥氏体不锈钢人造关节耐磨性的优异镀层材料。同时S相在合金成分上与奥氏体不锈钢很接近。基于此，Dearnley等探讨了将S相作为镀层材料以提高奥氏体不锈钢人造关节耐磨性的可能性。他们用磁控溅射的方法在奥氏体不锈钢上沉积了一层S相并用划痕及压痕的方法研究了S相层抗表面机械损伤的能力。结果表明，含8 % 氮的S相具有硬度与韧性极佳的组合和很高的抗表面损伤能力^[25]。

为进一步探索S相镀层应用于奥氏体不锈钢人造关节零件的可能性，Dearnley等^[26]近来比较了含氮的S相镀层在0.89 %生理盐水及牛血清中腐蚀及腐蚀–磨损的行为。结果表明，所有S相镀层都可以有效地降低医用奥氏体不锈钢Ortron90 在牛血清中的腐蚀–磨损动力。但是在0.89 %的生理盐水中测试时，只有高含氮量(21 %)的S相层可以减少Ortron90不锈钢的腐蚀磨损。显然优化的S相层可望提高奥氏体不锈钢关节承载啮合面耐腐蚀–磨损能力而延长其服役寿命。但迄今为止，尚未有人造关节模拟试验或临床试验见诸报道。2.2 类金刚石碳膜 2.2.1背景 30多年前，Asenberg和Chabot^[27]第一次生产出硬质非晶碳薄膜，并命名为类金刚石碳膜(DLC)。现在类金刚石一词已用来指不同处理方法所产生的许多不同类型的非晶态碳基镀层^[28]。类金刚石碳膜是一种非晶材料，是由SP³(为钻石中四面体键结构)和SP²(石墨中的三角键结构)碳原子簇与不同量的氢构成的混合物。不同形式的类金刚石碳膜的性能是由氢的含量及SP³与SP²之间的比例决定的，大致可分为两大类：① 无氢非晶碳膜(a–C)及② 含氢非晶碳膜(a–C:H)。1980年，Enke等人^[29]首次报道了类金刚石镀层极低的摩擦因数。基于此，不少研究者对碳基镀层在矫形假肢(如髋关节和膝关节)方面的应用潜能进行了不少有益的尝试。

2.2.2 生物相容性

为实现耐磨类金刚石镀层在医疗植入物体方面的应用，大量的生物相容性研究在90年代初展开^[30,31]。许多体外生物相容性研究表明，类金刚石镀层一般来说与人体组织和血液相容^[32]。最近，Dai等人^[33]对各种类金刚石碳膜的生物相容性进行了系统的测试研究，包括细胞毒性、细胞附着与形态、脂肪吸附以及巨噬细胞附着等。结果表明，虽然不同的类金刚石碳膜的生物相容性略呈各异，总体上来说，所有类金刚石膜具有良好的生物相容性。

除了详细的体外研究，带有镀类金刚石层的钴铬合金管柱也被植入到了老鼠的肌内组织和绵羊的皮下组织中。长期观察表明，该类金刚石镀层试样在这两项试验中均表现出较好的生物相容性。

2.2.3 体外的腐蚀行为

从其本质上来看，类金刚石镀层应具有耐许多不同的腐蚀性介质的能力，即具有极高的耐腐蚀或化学惰性^[34]。但人造关节承载表面也可能在体液中被腐蚀和破坏，因为体液是由大约1 %的NaCl和其他盐类和有机化合物组成的特殊腐蚀性介质。

采用将试样浸泡在10 %盐酸水溶液45天的方法，Lappalainen和他的同事^[35]研究了用过滤脉冲电弧放电法在316L，Ti–6Al–4V钴铬合金上沉积的无氢类金刚石(a–C)镀层的耐蚀性。其主要结果可归纳于图7。有趣的是，虽然DLC镀层可以显著提高3种不同基体材料的耐蚀性，但并没有改变它们的耐蚀性的排序。显然，DLC镀层的耐腐蚀性受到基体的影响。他们还进行了一项长时间的模拟腐蚀试验，即将具有DLC镀层的钴–铬合金在37 ℃的含盐溶液内浸泡2年，结果发现1 μm厚的DLC镀层可以使得钴–铬合金的腐蚀减少105倍^[36]。从前面的讨论清楚表明，由于其化学惰性，一般来说，类金刚石镀层具备很好的耐腐蚀性能。然而，一些研究也观察到DLC镀层在含氯溶液中的失效^[37]。这可能与DLC镀层中存在的微米或纳米孔隙有关。由于DLC镀层的电化学势比基体高得多，这些孔隙会变成电解溶液进入至基体的通道，从而在DLC和基体之间形成腐蚀电偶，以致引起基体的快速电化学溶解。因此，含孔隙的类金刚石镀层的耐蚀性大大地降低了^[38]。事实上，如图7所示，DLC镀层耐蚀性随基体而变化的趋势恰恰与类金刚石或碳镀层和基体间的电势差大小是相关联的。

图7 类金刚石镀层对3种典型用于人造关节的金属材料腐蚀率的影响

Fig.7 Effect of DLC coating on the corrosion rate of metallic orthopaedic materials

Chandra等人^[39]已研究了在304不锈钢和Ti– 6Al–4V合金上沉积的氢化类金刚石碳膜在3种生物体液(蒸馏水，盐溶液与牛血清)中的抗剥落性。结果表明，虽然蒸馏水及牛血清没有明显的破坏作用，盐溶液却大大降低了镀层的结合性能，而这种不利影响在不锈钢基体上表现更为明显。其破坏机制是由于盐溶液通过孔状缺陷穿透镀层而到达镀层/基体界面并沿界面扩散，从而形成腐蚀孔洞最后导致镀层剥落。2.2.4体外的磨损研究在过去10年中，大量的研究聚焦在如何利用高耐磨的DLC镀层来提高人造关节承载面的耐磨性，以减少磨屑和由此引起的骨质溶解和无菌性人工关节松动现象。据Dong等人^[40]报道，如果将与之对磨的Ti– 6Al–4V合金盘镀上一层类金刚石层，超高分子聚乙烯销的磨损率可以减少两个数量级以上。这主要是因为当未经处理的钛合金表面与超高分子聚乙烯摩擦时，由于氢引起的磨损^[40]使钛合金表面损坏，从而导致与其对磨的超高分子聚乙烯销表面的严重磨损。而致密的DLC镀层像一个屏障，可以阻止氢扩散到钛合金盘表面从而避免了由氢引起的钛合金表面的磨损。关于超高分子聚乙烯与类金刚石镀层处理的钴铬钼的对磨结果有一些争议性报道。Lappalainen等人^[41]在1 % NaCl溶液中进行销–盘摩擦磨损测试时发现，如果用脉冲电弧放电的方法在钴–铬金属接触面上沉积一层无氢类金刚石碳膜，超高分子聚乙烯的耐磨性在最佳情况下可以提高30～600倍。Tiainen进行的髋关节模拟试验^[42]亦显示，如果钴–铬金属球是经过DLC镀层处理的，则对应的塑料髋臼的磨损减少了至少10倍。

不过，Sheeja等人的工作^[43]表明，当具有无氢类金刚石镀层的钴铬钼合金盘与超高分子聚乙烯在合成体液中进行对磨时，摩擦因数和后者的磨损率都增加了。髋关节模拟测试也表明，在作为对磨面的钴–铬合金上是否沉积一层类金刚石碳膜对超高分子聚乙烯的磨损结果改变并不大^[44]。Jone和Teer^[45]指出，在水或牛血清中与超高分子聚乙烯进行滑动摩擦时，无论是含氢类金刚石碳膜还是无氢类金刚石碳膜(称为Gic)都具有比钴铬合金更大的摩擦因数，并且没有明确的证据证明这些类金刚石镀层可以显著减少超高分子聚乙烯的磨损。

上述观察到的差异可能表明类金刚石镀层的摩擦学性能受到不同沉积方法的影响，同时也与摩擦系统的测试条件密切相关。但是，总的结果表明在金属关节零件(如股骨头)上沉积一层类金刚碳膜并不能有效提高与其配合的超高分子聚乙烯表面的耐磨性能。Taeger等^[46]在2004年发表了基于8年临床跟踪观察101位使用带有DLC镀层髋关节患者的报告。此Adamante关节由法国Biomecanique公司提供，它由镀有2～3 μmDLC的Ti–6Al–4V股骨头及UHMWPE杯组成。虽然在最初的一年半内无问题，其后由无菌松动引起的失效却逐年增加。在八年半中，45 %的此类带有DLC镀层的人工髋关节因发生失效而需进行再次更换手术。究其原因可能是由于DLC剥落而引起大量的UHMWPE磨损(图8)。

近来，一些研究已侧重于发展以DLC对DLC为承载啮合面的金属对金属的人工关节。销–盘摩擦磨损测试及髋关节的模拟测试均显示，DLC对DLC的摩擦因数低(0.03)且稳定。磨损率比钴铬钼合金摩擦副低10⁵～10⁶倍^[34,41]。Teer等人^[44]在去离子水中对带Gic碳膜的钴–铬进行了销–块式往复磨损试验。结果表明镀有无氢类金刚石碳膜的钴–铬销的磨损率为5×10^-9 mm³ N^-1m^-1，约比钴铬合金摩擦副对磨低400倍。双向往复磨损试验也得出了类似的结果。

图8 经使用后失效的带有类金刚石碳膜的钴–铬髋关节头的损坏形貌

Fig.8 Damage morphologies of retrieved DLC coated Co–Cr femoral head

最近，Ward等人^[47]采用3种不同的磨损试验装置(图9)系统地研究了Gic碳膜对钴–铬髋关节在牛血清中磨损的影响。结果表明如采用38 mm直径的球与平面对磨时(图9(a))，Gic镀层可以有效地降低磨损达100倍。但是，当采用38 mm直径的球与50 mm的杯对磨时(图9(b))时，Gic镀层反而使比磨损率从1.9×10^-4增加到2.6×10^-4m³N^-1m^-1。当采用50 mm直径的髋关节进行模拟试验时(图9(c)），体积磨损率从钴–铬/钴–铬的0.3增加到了Gic/Gic的0.4 mm³/10⁶次应力循环。虽尚未见令人满意的解释，但上述现象可能与不同的接触几何形状，润滑条件及接触应力有关。

图9 3种不同的磨损试验示意图

Fig.9 Schematics of (a) simple ball-on-flat tester (b) small head-on-large cup tester and (c) hip simulator

2.2.5 体内的试验

虽然已进行过一些在动物体内的试验，例如：绵羊体内类金刚石镀层人工膝关节移植^[31]和兔体内类金刚石镀层髋关节移植^[41]，但还没有类金刚石碳膜成功应用于金属对金属承载人工关节的临床应用报道。正如Tiainen所说，鉴于20世纪80年代末和90年代初^[41]对类金刚石镀层的不良经验，人造关节制造商对类金刚石镀层持十分谨慎的态度。

综上所述，低摩擦和耐磨镀层从长远的角度来看有可能改善人造关节金属啮合面的耐磨性并减少金属离子释放。但是，一些阻碍这些镀层应用的问题诸如镀层的结合强度，孔隙引起的电偶腐蚀和类金刚石镀层的长期稳定性必须在这些镀层广泛应用于人工关节之前得到妥善解决。

3 表面改性

解决表面涂层问题的有效方法之一是采用表面改性技术。通过改变表面原有材料的成分，结构及组织来提高表面的性能。这是因为在表面改性层与基体之间一般没有明显界面。因此通常没有界面脱落问题；同时，大多数表面改性层一般远比表面涂层厚且性能呈梯度逐渐改变，因此表面改性层一般具有远高于表面镀层的承载能力。

使用离子注入表面改性技术处理人工关节金属表面已达到较成熟的商业化程度。比如离子注入已成为钛合金及不锈钢人工关节常规的表面处理方法，并已有数年的实际应用^[48,49]。不过，值得注意的是离子注入层的厚度非常薄(<0.3 μm) ，因此离子注入处理过的支承面的耐磨性的改善非常有限。事实上，由于临床效果不佳，现在使用经离子注入表面改性的人工关节的数目正在下降^[50]。

一些新颖的表面改性技术在近年来得到了发展。这些技术有效地提高了金属人工关节的耐磨性同时避免了由镀层引起的界面剥落及其造成的严重的磨粒磨损。如笔者所在的伯明翰大学表面工程研究室在这方面进行了大量的研究，发展了一系列人造关节表面改性新技术包括可以应用于钛合金的陶瓷转换技术以及有效提高奥氏体不锈钢及钴铬合金耐磨性及耐腐蚀性的基于等离子表面合金化的S–相表面改性技术。下文着重介绍这些新颖表面改性技术及其在金属人造关节应用上的进展。

3.1 表面陶瓷转换技术

从上述第3部分的讨论可知，由于其优异的生物相容性及耐磨性，陶瓷是很吸引人的人造关节材料。但是其致命的脆性阻碍其作为整体材料来制造可靠的人造关节部件。这一问题在很大程度上可以采用近代涂层技术(如PVD)得以解决。但是陶瓷涂层与金属基体的结合强度仍有待提高。同时，当硬陶瓷涂层应用于比较软的钛合金人造关节承载啮合面上时，不能承受较大的载荷，而表面陶瓷转换技术可以有效地克服上述缺点。

3.1.1 钛基合金陶瓷转换技术原理的表面改性技术已在伯明翰由笔者在上世纪九十年代开发并成功应用于一级方程式赛车发动机和沿海石油勘探设备^[51]。该项技术具有提高钛合金人工关节摩擦面摩擦学性能的巨大潜力。钛合金陶瓷转换处理在含氧的气氛中进行，处理温度随合金成分而异。处理过程中氧扩散进入到钛合金表面层将其原位转换成TiO₂陶瓷层(2～3 μm）并在其下面形成一个氧扩散层(15～20 μm）。陶瓷转化处理的Ti–6Al–4V的抗咬合能力由Hutchings 等^[52]在剑桥大学进行了独立评价并与TiN 及DLC镀层进行比较。结果如图10所示，测试载荷由ON到试验机的极限载荷(200 N)，陶瓷转换处理的试样(TO)没有发生咬合而所有PVD镀层均产生了咬合。Dearhley等^[53]发现经陶瓷转换处理的钛合金试样具有比PVDTiN镀层高得多的耐腐蚀磨损的能力。

众所周知，钛合金具有杰出的生物相容性和在体液中的良好耐腐蚀性，是公认的最理想的生物医用材料之一。但作为人造关节的承载面，其耐磨性极差(见图3)。近年来，一种新颖的基于陶瓷转换

图10 陶瓷转化处理的Ti–6Al–4V的抗咬合能力与TiN 及DLC镀层的比较

Fig.10 Comparison of the anti-galling capacity of ceramic conversion treated (TO) with DLC, TiN and untreated Ti–6Al–4V

陶瓷转化处理对与之对磨的超高分子聚乙烯的磨损用销–盘摩擦磨损测试机进行了研究。测试条件如下：介质为蒸馏水，滑动速度0.25 m/ s，接触应力5 MPa，总滑动距离100 km。测试结果表明，超高分子聚乙烯销与经过陶瓷转化处理的钛合金盘对磨时，其摩擦因数可以降低两个数量级之多。对超高分子聚乙烯磨损表面的形貌观察发现，与未处理的钛合金表面对磨后，超高分子试样严重破坏(图11(a）），而与陶瓷转换处理过得钛合金对磨后，超高分子试样表面几乎未发现任何明显的磨痕(11(b)）。

(a)  

(b)

图11 超高分子聚乙烯销经过与(a)未处理及(b)陶瓷转换处理的Ti–6Al–4V盘对磨后的表面损坏形貌

Fig.11 Wear morphologies of UHMWPE pin after sliding against (a) untreated and (b) ceramic conversion treated Ti-6Al-4V disc in water

摩擦学性能的改善源于以下3个因素：① 氧化层的硬度非常高（约1 000 HV），进而具有足够强的力学性能以抵抗超高分子聚乙烯销造成的磨损。② 由于氧化层可以阻止氢气的渗透，进而削弱或消除氢脆引起的磨损^[54]，表面钛合金将不会受到损害。而这又可以有效地减少超高分子聚乙烯销的磨粒磨损。③ 表面钛氧化物层具有良好的润湿性，它促进低剪切强度的水膜的形成并有效地减少粗糙表面的直接接触。

由上可知，陶瓷转换处理可以有效地提高钛合金的抗咬合能力及耐腐蚀耐磨损的性能。同时也可以显著地降低与之配合的超高分子聚乙烯的磨损。因此，陶瓷转换处理具有提高钛合金人造关节寿命的诱人前景。目前动物试验正在进行之中。

3.1.2 锆基合金陶瓷转换技术

与钛合金相似，锆合金也具有很高的生物相容性和在人体内的耐腐蚀性，但其耐磨性极差。同时，锆于氧之间的化学亲和力也很高，因此上节所介绍的陶瓷转换技术可以用来形成一层表面氧化锆陶瓷层以提高锆合金的耐磨性。与在钛合金上形成的TiO₂陶瓷层相比，在锆合金上形成的ZrO₂层硬度略高（1 300～1 400 HV），厚度可达约5 μm。但是在ZrO₂层之下几乎没有氧的扩散层，因此其承载能力要比陶瓷转化处理的钛合金低。

该表面改性技术已有Smith & Nephew跨过医疗器械公司申请专利及商标(Oxinium^TH)，其产品已在本世纪初进入市场。

3.2 S–相表面改性技术

在前面3.1.3节已简述了S–相镀层应用于金属人造关节摩擦面的可能性。但是与所有其它镀层技术相似，可能的界面剥落以及较低的承载能力是其成功应用于金属关节摩擦面的技术障碍。其实S–相首先在经低温等离子扩散处理的奥氏体不锈钢表层中发现。与PVD S–相镀层相比，由化学热处理扩散形成的S–相表面层不但可以厚得多，而且没有与基体之间形成任何明显的界面，因此没有PVD S–相镀层界面剥落的顾虑。

3.2.1 奥氏体不锈钢S–相

一直以来奥氏体不锈钢常被用作人造关节的承载面，特别是在Charnley所设计的低摩擦对中显得尤为重要。但是以奥氏体不锈钢作为承载面的人造关节不适合那些年轻有活力的病人，因为目前使用的奥氏体不锈钢不仅硬度低、耐磨性较差，而且在体液中容易发生点蚀和缝隙腐蚀。然而，奥氏体不锈钢具有相对廉价、易抛光和成型性好的优点。因此，要延长奥氏体不锈钢人造关节的使用寿命，耐腐蚀和抗磨损能力的增强是关键。

过去几十年里人们已经尝试了很多表面工程方法来提高不锈钢的表面硬度和摩擦性能。如渗氮和碳氮共渗，显著增强了奥氏体不锈钢的表面硬度和抗磨损能力。但是传统的化学热处理(T>550 ℃)通常伴有氮化铬的析出，引起奥氏体内铬的含量减少，导致其失去“不锈钢”的特性^[55]。因此，寻找可以有效地增强不锈钢耐磨性而又不会影响其耐腐蚀性的处理方法一直是科技工作者梦寐以求的目标。

在上世纪80年代中期，Bell等^[56]在伯明翰首先在低温离子氮化的奥氏体钢中发现了一个氮原子超过饱和浓度但不含铬析出物的S–相，该新相不但硬度高而且具有与奥氏体不锈钢相似或更好的耐腐蚀性(图12)。这是因为在相对低的温度下，间隙原子氮可以较容易的扩散到表面层中，作为置换原子的铬非常难扩散甚至不能扩散从而推迟或阻止了氮化铬的析出。由于显著的硬化效果是通过氮的过饱和达到的，钢的耐腐蚀能力就不会降低，甚至由于含有大量的氮而有所提高。不仅如此，通过等离子体渗氮处理的不锈钢的微动疲劳和弯曲疲劳性能都因残余压应力的存在而有效地增强了。与渗氮相似的性能提高也可以通过低温渗碳形成含碳S–相来达到。虽然一般来说含氮S–相层（1 400 HV）比含碳S–相层(1 000 HV)要硬，但后者的硬化层(~50 μm)比前者(~25 μm)要厚^[57]。

图12 典型的在奥氏体不锈钢上形成的白色S相中的压痕大小显示了S相的硬化效果Fig.12 Typical S–phase layer in austenitic stainless steel with micro-indentations showing hardening effect最近进行的生物相容性研究结果表明，S–相具有与奥氏体不锈钢相类似的生物相容性^[58]。同时在模拟体液中进行的滑动磨损以及微动磨损试验清楚地表明，S–相可以显著提高奥氏体不锈钢的抗腐蚀磨损及微动磨损的能力。显然，低温下等离子渗氮或渗碳处理带来的腐蚀、磨损和疲劳性能的同时提高可以有效地解决不锈钢在体液中的腐蚀、磨损和疲劳问题。同时，显著增强的微动疲劳性能有可能被用于解决模块化的髋关节存在的微动疲劳问题。因此，可以预言新颖的低温等离子渗氮或渗碳处理所形成的S–相会有效地延长奥氏体不锈钢人造关节的寿命，其在人造关节上的应用推广为期不远了^[58]。3.2.2 钴–铬合金S–相近10年来，越来越多的人造关节研究者及制造商将目光转向由耐磨性较好的钴–铬合金制造的金属对金属人造关节上。一方面这与高分子磨屑引起的不良生物反应有关，另一方面也与现代制造技术的发展。特别是McMinn所设计的基于“表面置换(resurfacing)”概念的全钴–铬新颖髋关节取得显著成功有关。

但是，正如在1.2所指出的，与金属对高分子摩擦对相比，金属与金属配合的人造关节可以明显的减少磨屑的总量。但是，与金属磨屑有关的金属离子的释放可能对身体系统及关节周围的骨组织产生不良反应。因此，如何提高耐磨性，减少磨屑及金属离子的释放是发展长寿命全钴–铬人造关节的关键所在。

一般认为S–相只能在面心立方结构的合金中形成。根据钴–铬合金相图钴–铬在室温具有六方结构。因此一般认为S–相不可能在钴–铬合金中形成。笔者所在的实验室在世界上首次在经低温等离子体渗碳处理的钴–铬合金中获得了钴–铬S–相(图13)^[59,60]。经过深入研究表明，钴–铬S–相的形成与以下2个因素有关：① 由于在冷却过程中面心立方结构向六方结构的转变缓慢，因此钴–铬合金的室温组织由面心立方相所主导；② 碳是促进面心立方相形成的元素，因此碳的向内扩散促进面心立方相的形成和稳定性。

图13 在钴–铬合金上形成的S–phase

Fig.13 Typical S–phase layer formed in Co–Cr alloy

试验室研究结果表明，钴–铬合金中形成的S–相具有与奥氏体不锈钢中形成的S–相非常相似的性能组合：高硬度、高耐磨性及很好的耐蚀性。关节模拟机试验表明，钴–铬S–相可以显著地提高全钴–铬人造关节在牛血清中的耐磨性，进一步的临床试验正在计划之中。

4 结论及展望

4.1 主要结论

（1）受摩擦副表面的磨损及摩屑引起的不良生物反应的制约，目前在市场上可得到的人造关节的期望服役寿命一般在10～15年间。但是由于人类寿命的显著延长及年轻患者的增加，对高性能，长寿命人造关节的需求正不断增加。

（2）目前没有一种用于制造人造关节的材料(无论是金属、高分子或陶瓷)可以同时满足长寿命人造关节苛刻的综合性能要求：良好的生物相容性及稳定性，很高的综合力学性能(高强度、高塑韧性及高疲劳性能)，优异的耐腐蚀性及较高的耐磨性。生物表面工程已被证明是提高人造关节使用寿命的最有前途的方法之一。（3）由于形状与配合间隙不可避免的误差，人造关节的初期磨合磨损可达1～3 μm，因此薄的硬陶瓷层(如2～3 μm厚的TiN层)并不能减少与之配合的高分子对磨面的磨损，有时甚至引起高分子的高速磨损而导致关节的失效。（4）厚陶瓷镀层(如CrN及CrCN)以及奥氏体S-相镀层可以克服人造关节初期磨合磨损可能造成的问题。但是目前尚无严格及可靠的对镀层质量及界面结合强度进行无损检测与评价的方法手段及标准。（5）由于其优异的生物相容性及摩擦学性能，非晶类金刚石碳膜是一种极有前途的用于金属对金属配合的人造关节的镀层材料。但是由此引起的界面腐蚀，在软基体上的承载能力及镀层本身的长期稳定性问题有待解决。（6）陶瓷转换处理可以有效地提高钛合金及锆合金的摩擦学性能，并具有良好的陶瓷转化层与基体之间的结合强度。经陶瓷转化处理的锆合金人造关节已投放市场。陶瓷转化处理的人体植入件现已进入动物试验阶段。（7）由低温扩散处理所形成的S–相可以有效地提高奥氏体不锈钢及钴铬合金的耐磨性并保持其优异的耐腐蚀性。由扩散形成的S–相与基体之间无明显的界面而无界面结合问题。S–相层中的残余应力还可以提高其疲劳及微动疲劳性能。由扩散处理形成的S–相是提高奥氏体不锈钢及钴铬合金制造的全金属人造关节寿命的最佳方法之一，其在人造关节上应用为期不远。4.2 今后的主要发展方向（1）研究和发展基于无损检测的镀层质量及界面结合强度的检测评估方法及标准，以确保镀层的可靠性及相应人造关节的安全性。

（2）采用复合表面处理的方法以阻断镀层中针孔间隙，从而防止由界面腐蚀所造成的类金刚石碳膜的点状剥落，同时有效地提高镀层系统的承载能力。

（3）开展更大规模的模拟机试验及临床应用研究以加速经表面处理的人造关节的应用，为改善人类的生活质量以及促进社会和经济的可持续发展做出更大贡献。

（4）应用先进的表面自组装或形成纳米级规则图案的纳米表面工程技术来提高人造关节摩擦副的润滑效果，从而减少配合表面的直接接触以减少磨损。

（5）应用现代多尺寸计算机模拟技术对应用于人造关节的复合层或多层膜进行性能预测与优化设计，为人造关节表面工程设计提供理论模型及计算软件。

参考文献: (略) 回首页