通过真空磁过滤高弧源沉积溅射技术, 制备纯钛TA2(纯度99.999%)材料表面沉积金红石结构的氧化钛(Ti-O)薄膜, 能不降低基体材料本身机械力学性能, 改善钛基植入器械表面性能, 获得使用性能更佳的生物相容性材料, 为人工心脏瓣膜提供更能适应体内生理环境的植入材料。文中在人工机械心脏瓣膜表面制备Ti-O薄膜以获得更佳的使用性能。薄膜制备过程首先使用Ar离子溅射清洗材料表面, 去除材料表面多余的杂质, 然后利用金属离子源激发产生的Ti离子同射频放电产生的氧离子, 在强磁场弯管的引导下, 加速撞击在工作台上施加一定负偏压的样件, 对TA2材料表面及Si(100)表面(参照样)沉积Ti-O薄膜, 在真空室内一定氧分压条件下, 得到成分、结构一定的Ti-O薄膜。通过X射线衍射实验分析材料表面结构与成分, 确定在氧分压为0.18 Pa时在材料表面获得的金红石型Ti-O薄膜晶体; 纳米划痕实验检测薄基结合力结果表明, 薄膜与基体结合力强; 水接触角表征及血小板凝血实验结果证实材料表面改性后的Ti-O薄膜具有更优的抗血小板黏附能力。通过这些评价说明改性后的金红石类Ti-O薄膜材料, 薄膜与基底结合良好, 具有好的抗凝效果, 可供人工机械心脏瓣膜等植入器械材料选择使用。
引用本文： 周丰, 崔园园, 武亮亮, 孙鸿, 黄楠. 新型人工机械心脏瓣膜材料表面制备氧化钛薄膜. 生物医学工程学杂志, 2015, 32(2): 430-433. doi: 10.7507/1001-5515.20150077 复制
引言
钛和钛合金因具有优良的机械性和化学稳定性，在工业领域大量应用；在生物材料领域，钛类材料因具有优良的生物相容性，广泛应用于心血管介入、人工关节制备等医疗器械[1]。但是，植入器械如心脏瓣膜、心血管支架手术后
会继而发生与材料相关的血栓、发炎等问题，威胁到患者生命。对此，改善其材料表面，提高材料的生物相容性是当前对植入器材研究的重点。研究者普遍认为钛及钛合金表面形成的氧化物具有优良的生物相容性[2-4]，由此本实验选用氧化钛(titanium oxide, Ti-O)薄膜作为钛及钛合金表面的改性材料。
本文采用离子注入合成非化学计量比Ti-O薄膜的方法，制备金红石晶体结构、N型半导体性的Ti-O薄膜材料以获得性能更优异的可植入类材料。
1 实验制备及研究方法
在纯钛TA2材料表面，应用激发钛靶材金属源产生钛等离子体与射频放电产生氧等离子体结合，在样品表面(表面积为2 cm2)溅射成型薄膜，采用真空磁过滤电弧离子镀[5]的方法制备高性能Ti-O薄膜。实验过程首先将基底材料机械研磨抛光、超声清洗后置于真空镀膜室内，真空压到9.8×10-4 Pa后，通入高纯氩，溅射清洗样件表面；清洗完成后抽空氩气，通入高纯氧，至气压达到0.18 Pa，利用射频放电产生氧等离子体，引发Ti金属源(主弧电流55 A)，以99.99%钛离子通过磁过滤器引入真空室，在基体施加占空比70%电压的500 V负偏压，在纯钛样件表面沉积10 min成型Ti-O薄膜。最后真空室内自然退火30 min, 保温2 h取出。
2 实验结果及表征分析
2.1 表面检测
通过体视显微镜观察样品表面，外观形貌呈草绿色(薄膜厚度不同，外观颜色不同)，如图 1所示。通过对照样Si(100)底上检测Ti-O薄膜厚度，使用台阶仪AMBIOS XP2，探针速度为0.05 mm/s，探针加载力5.0 N，行程长度0.5 mm, 表面粗糙度0.03μm，检测结果，薄膜厚度为200 nm。
图1
制备后观察成膜表面
(a)自然条件观察；(b)体视显微镜10倍放大观察
Figure1. Surface-film appearance after preparation(a) observed in the natural condition; (b) 10 times observed under the stereomicroscope
2.2 测试薄膜结构
采用XRD(X-ray diffraction)衍射[6]测定硅片上Ti-O薄膜的晶体结构，掠射角0.5°，扫描范围为20°~80°。通过Ti-O薄膜的XRD结构图谱分析，氧气压强为0.18 Pa时，薄膜的衍射峰位置为金红石型氧化钛的特征峰，并没有出现锐钛矿的衍射峰。X射线衍射图谱显示制备的Ti-O薄膜为金红石型氧化钛矿的结构(见图 2)。
图2
样本表面XRD图谱
Figure2.
X-ray diffraction (XRD) pattern of the sample surface
2.3 亲水性测试
水接触角亲水性测试，在温度25℃，湿度45%条件下，用JY-82型接触角测定仪，以15 mL双蒸水测试样品表面水接触角。
测试评价制备工艺为500 V偏压，70%占空比的Ti-O薄膜表面性能。图 3示样品中以TA2为基底的Ti-O薄膜表面水接触角为47°，而未处理的TA2表面水接触角为45°，除个体测试差异外，TA2基底表面Ti-O薄膜具有较好的自洁性，另外通过比较说明样品在此工艺处理前后表面能变化不大。
图3
静态水接触角测试薄膜亲水性
Figure3.
Static state water contact angle of the Ti-O film surface
2.4 耐磨性测试
利用往复式摩擦磨损的方法对薄膜耐磨性进行评价，对磨副为φ6的SiC球，加载：0.49 N，相对滑动线速度：1.0 cm/s, 在磷酸缓冲液(phosphate buffer solution, PBS)溶液中往复磨损104次。
测试薄膜表面的摩擦性能，图 4为Ti-O薄膜的摩擦力曲线及磨痕形貌，摩擦力为0.02 N，摩擦104转后，在500倍光镜下观察薄膜形态完好，表面有少许磨痕。摩擦曲线表明摩擦系数较小，随着磨损时间的增加逐渐并相对稳定，Ti-O薄膜在近似体溶液中能承受一定的体液流动带来的摩擦磨损，并持续保持完好。
图4
Ti-O表面摩擦力测试曲线(左)及磨损形貌(右)
Figure4.
Friction curve of the Ti-O film surface (left) and worn features (right)
为提高薄膜和机体之间的结合力，本文采用增高基底偏压的方法使离子带较高能量轰击基材表面，一方面高能离子轰击能清洁材料表面，去除掉杂质离子和表面附着力较差的分子或原子；另一方面促进了膜层材料成分间的表面扩散和化学反应，甚至可能产生注入效应，产生一个致密的过渡层。实验结果表明，薄膜与基底之间的结合力大为增强。因此，升高基底偏压利于提高薄膜的膜基结合力，但基底偏压过高时，离子获得更高的能量，轰击表面产生过多缺陷，使薄膜产生的较大内应力，反而会降低了薄膜的膜基结合力。
测定薄基结合力方法采用纳米划痕仪检测Ti-O薄膜与基体TA2之间结合力强度。在刻划过程中施加于薄膜的载荷Fn，对应在刻划过程中的摩擦力Ft。通过载荷压头划过薄膜时摩擦力Ft的突变情况，可以知道薄膜开裂时的最小压力也就是临界载荷Lc。选用工艺偏压脉冲为500 V时，薄膜临界载荷Lc为40 mN，薄膜划痕边上薄膜完整，未见裂痕、翘起或脱落，薄膜的膜基结合力较好。
2.5 血液黏附性检测
通过体外血小板黏附性实验，测定材料表面的血液相容性。实验过程将50 mL的抗凝血(3.8%枸橼酸钠加人体新鲜血液以1：9混合)离心20 min后，获得血小板血浆溶液。然后将制备的试样取出，浸泡于37℃血小板血浆溶液中，等待时间分别是10 min、1 h和3 h后取出做一系列处理并记录。处理过程由生理盐水漂洗，以2%~5%戊二醛固定液固定，乙醇系列脱水，乙酰异戊酯系列脱醇，临界点干燥后表面喷金处理。用光学显微镜及扫描电子显微镜(scanning electronic microscopy, SEM)，在材料表面任取20个观察点，以不同放大倍数观察血小板的形态及聚集情况，分析材料表面血液相容性。
相同凝血实验条件下，样品浸泡于血小板血浆中，材料表面会黏附一定数量的血小板，通过SEM观察血小板黏附及形态，由图 5观察比较可得，实验制备的Ti-O薄膜表面的血小板黏附数量较少，聚集状态不严重。而未加处理的纯钛材料表面在相同实验条件下已有大量的血小板铺展、堆集。实验研究表明Ti-O薄膜具有较好的抗血小板凝聚的性能，相比纯钛表面及热解碳表面具有更好的生物相容性[7]。通过一系列实验表征可知此次实验制备的Ti-O薄膜能抑制材料表面与血小板之间的黏附聚集，有效抑制凝血过程。
图5
扫描电镜观察薄膜表面血小板凝聚实验
Figure5.
Platelet aggregation test examined by the SEM
在静态条件下，材料与血液之间发生的相互黏附，首先是血液中蛋白质与材料表面接触而发生吸附变性[8]。在材料表面，血液中纤维蛋白原的吸附及构象变化将促使激活血液中的凝血因子和血小板，发生凝血反应形成血栓。纤维蛋白原的黏附变性是因其价带中的电荷向材料表面方向转移，将分解为纤维蛋白肽和纤维蛋白单体，单体间相互结合导致凝血。因此阻止纤维蛋白原的电荷向材料表面转移是抑制纤维蛋白原变性的有效途径。
对于Ti-O薄膜的抗凝血功能分析，研究证实Ti-O是N型半导体，禁带宽度为3.2 eV[9]，另外研究发现纤维蛋白原也具有半导体特性，禁带宽度为1.8 eV[10]，因此Ti-O薄膜禁带区域可将纤维蛋白原的导带和价带包含在内。另一方面，因Ti-O薄膜具有N型半导体所具有的特性，费米能级高，电子更易溢出表面，使得纤维蛋白原中价带电子不容易向材料方向转移，降低了蛋白质发生分解的机率，由此Ti-O薄膜对蛋白的选择性吸附是材料具有抗凝血性能的一个重要原因。
3 结论
本文采用真空磁控溅射技术，利用金属离子源产生钛离子和射频放电产生的氧离子，在真空室中一定氧分压条件下，样件表面施加一定的负偏压，对TA2钛类金属材料植入器械表溅射沉积，得到一定成分、结构的氧化钛薄膜。
根据X射线衍射、纳米划痕、血小板黏附实验等一系列性能表征，结果表明氧分压在0.18 Pa下得到金红石结构类氧化钛薄膜与机体结合牢固；制得的Ti-O薄膜能改善材料表面生物相容性，材料表面耐磨性、机械性能也同时得到改善提高。由此，选用此磁控溅射工艺技术用来改善钛类金属材料表面性能是一种实用可行的制备方法。
引言
钛和钛合金因具有优良的机械性和化学稳定性，在工业领域大量应用；在生物材料领域，钛类材料因具有优良的生物相容性，广泛应用于心血管介入、人工关节制备等医疗器械[1]。但是，植入器械如心脏瓣膜、心血管支架手术后
会继而发生与材料相关的血栓、发炎等问题，威胁到患者生命。对此，改善其材料表面，提高材料的生物相容性是当前对植入器材研究的重点。研究者普遍认为钛及钛合金表面形成的氧化物具有优良的生物相容性[2-4]，由此本实验选用氧化钛(titanium oxide, Ti-O)薄膜作为钛及钛合金表面的改性材料。
本文采用离子注入合成非化学计量比Ti-O薄膜的方法，制备金红石晶体结构、N型半导体性的Ti-O薄膜材料以获得性能更优异的可植入类材料。
1 实验制备及研究方法
在纯钛TA2材料表面，应用激发钛靶材金属源产生钛等离子体与射频放电产生氧等离子体结合，在样品表面(表面积为2 cm2)溅射成型薄膜，采用真空磁过滤电弧离子镀[5]的方法制备高性能Ti-O薄膜。实验过程首先将基底材料机械研磨抛光、超声清洗后置于真空镀膜室内，真空压到9.8×10-4 Pa后，通入高纯氩，溅射清洗样件表面；清洗完成后抽空氩气，通入高纯氧，至气压达到0.18 Pa，利用射频放电产生氧等离子体，引发Ti金属源(主弧电流55 A)，以99.99%钛离子通过磁过滤器引入真空室，在基体施加占空比70%电压的500 V负偏压，在纯钛样件表面沉积10 min成型Ti-O薄膜。最后真空室内自然退火30 min, 保温2 h取出。
2 实验结果及表征分析
2.1 表面检测
通过体视显微镜观察样品表面，外观形貌呈草绿色(薄膜厚度不同，外观颜色不同)，如图 1所示。通过对照样Si(100)底上检测Ti-O薄膜厚度，使用台阶仪AMBIOS XP2，探针速度为0.05 mm/s，探针加载力5.0 N，行程长度0.5 mm, 表面粗糙度0.03μm，检测结果，薄膜厚度为200 nm。
图1
制备后观察成膜表面
(a)自然条件观察；(b)体视显微镜10倍放大观察
Figure1. Surface-film appearance after preparation(a) observed in the natural condition; (b) 10 times observed under the stereomicroscope
2.2 测试薄膜结构
采用XRD(X-ray diffraction)衍射[6]测定硅片上Ti-O薄膜的晶体结构，掠射角0.5°，扫描范围为20°~80°。通过Ti-O薄膜的XRD结构图谱分析，氧气压强为0.18 Pa时，薄膜的衍射峰位置为金红石型氧化钛的特征峰，并没有出现锐钛矿的衍射峰。X射线衍射图谱显示制备的Ti-O薄膜为金红石型氧化钛矿的结构(见图 2)。
图2
样本表面XRD图谱
Figure2.
X-ray diffraction (XRD) pattern of the sample surface
2.3 亲水性测试
水接触角亲水性测试，在温度25℃，湿度45%条件下，用JY-82型接触角测定仪，以15 mL双蒸水测试样品表面水接触角。
测试评价制备工艺为500 V偏压，70%占空比的Ti-O薄膜表面性能。图 3示样品中以TA2为基底的Ti-O薄膜表面水接触角为47°，而未处理的TA2表面水接触角为45°，除个体测试差异外，TA2基底表面Ti-O薄膜具有较好的自洁性，另外通过比较说明样品在此工艺处理前后表面能变化不大。
图3
静态水接触角测试薄膜亲水性
Figure3.
Static state water contact angle of the Ti-O film surface
2.4 耐磨性测试
利用往复式摩擦磨损的方法对薄膜耐磨性进行评价，对磨副为φ6的SiC球，加载：0.49 N，相对滑动线速度：1.0 cm/s, 在磷酸缓冲液(phosphate buffer solution, PBS)溶液中往复磨损104次。
测试薄膜表面的摩擦性能，图 4为Ti-O薄膜的摩擦力曲线及磨痕形貌，摩擦力为0.02 N，摩擦104转后，在500倍光镜下观察薄膜形态完好，表面有少许磨痕。摩擦曲线表明摩擦系数较小，随着磨损时间的增加逐渐并相对稳定，Ti-O薄膜在近似体溶液中能承受一定的体液流动带来的摩擦磨损，并持续保持完好。
图4
Ti-O表面摩擦力测试曲线(左)及磨损形貌(右)
Figure4.
Friction curve of the Ti-O film surface (left) and worn features (right)
为提高薄膜和机体之间的结合力，本文采用增高基底偏压的方法使离子带较高能量轰击基材表面，一方面高能离子轰击能清洁材料表面，去除掉杂质离子和表面附着力较差的分子或原子；另一方面促进了膜层材料成分间的表面扩散和化学反应，甚至可能产生注入效应，产生一个致密的过渡层。实验结果表明，薄膜与基底之间的结合力大为增强。因此，升高基底偏压利于提高薄膜的膜基结合力，但基底偏压过高时，离子获得更高的能量，轰击表面产生过多缺陷，使薄膜产生的较大内应力，反而会降低了薄膜的膜基结合力。
测定薄基结合力方法采用纳米划痕仪检测Ti-O薄膜与基体TA2之间结合力强度。在刻划过程中施加于薄膜的载荷Fn，对应在刻划过程中的摩擦力Ft。通过载荷压头划过薄膜时摩擦力Ft的突变情况，可以知道薄膜开裂时的最小压力也就是临界载荷Lc。选用工艺偏压脉冲为500 V时，薄膜临界载荷Lc为40 mN，薄膜划痕边上薄膜完整，未见裂痕、翘起或脱落，薄膜的膜基结合力较好。
2.5 血液黏附性检测
通过体外血小板黏附性实验，测定材料表面的血液相容性。实验过程将50 mL的抗凝血(3.8%枸橼酸钠加人体新鲜血液以1：9混合)离心20 min后，获得血小板血浆溶液。然后将制备的试样取出，浸泡于37℃血小板血浆溶液中，等待时间分别是10 min、1 h和3 h后取出做一系列处理并记录。处理过程由生理盐水漂洗，以2%~5%戊二醛固定液固定，乙醇系列脱水，乙酰异戊酯系列脱醇，临界点干燥后表面喷金处理。用光学显微镜及扫描电子显微镜(scanning electronic microscopy, SEM)，在材料表面任取20个观察点，以不同放大倍数观察血小板的形态及聚集情况，分析材料表面血液相容性。
相同凝血实验条件下，样品浸泡于血小板血浆中，材料表面会黏附一定数量的血小板，通过SEM观察血小板黏附及形态，由图 5观察比较可得，实验制备的Ti-O薄膜表面的血小板黏附数量较少，聚集状态不严重。而未加处理的纯钛材料表面在相同实验条件下已有大量的血小板铺展、堆集。实验研究表明Ti-O薄膜具有较好的抗血小板凝聚的性能，相比纯钛表面及热解碳表面具有更好的生物相容性[7]。通过一系列实验表征可知此次实验制备的Ti-O薄膜能抑制材料表面与血小板之间的黏附聚集，有效抑制凝血过程。
图5
扫描电镜观察薄膜表面血小板凝聚实验
Figure5.
Platelet aggregation test examined by the SEM
在静态条件下，材料与血液之间发生的相互黏附，首先是血液中蛋白质与材料表面接触而发生吸附变性[8]。在材料表面，血液中纤维蛋白原的吸附及构象变化将促使激活血液中的凝血因子和血小板，发生凝血反应形成血栓。纤维蛋白原的黏附变性是因其价带中的电荷向材料表面方向转移，将分解为纤维蛋白肽和纤维蛋白单体，单体间相互结合导致凝血。因此阻止纤维蛋白原的电荷向材料表面转移是抑制纤维蛋白原变性的有效途径。
对于Ti-O薄膜的抗凝血功能分析，研究证实Ti-O是N型半导体，禁带宽度为3.2 eV[9]，另外研究发现纤维蛋白原也具有半导体特性，禁带宽度为1.8 eV[10]，因此Ti-O薄膜禁带区域可将纤维蛋白原的导带和价带包含在内。另一方面，因Ti-O薄膜具有N型半导体所具有的特性，费米能级高，电子更易溢出表面，使得纤维蛋白原中价带电子不容易向材料方向转移，降低了蛋白质发生分解的机率，由此Ti-O薄膜对蛋白的选择性吸附是材料具有抗凝血性能的一个重要原因。
3 结论
本文采用真空磁控溅射技术，利用金属离子源产生钛离子和射频放电产生的氧离子，在真空室中一定氧分压条件下，样件表面施加一定的负偏压，对TA2钛类金属材料植入器械表溅射沉积，得到一定成分、结构的氧化钛薄膜。
根据X射线衍射、纳米划痕、血小板黏附实验等一系列性能表征，结果表明氧分压在0.18 Pa下得到金红石结构类氧化钛薄膜与机体结合牢固；制得的Ti-O薄膜能改善材料表面生物相容性，材料表面耐磨性、机械性能也同时得到改善提高。由此，选用此磁控溅射工艺技术用来改善钛类金属材料表面性能是一种实用可行的制备方法。
