引用本文： 白继岳, 徐永清, 何晓清, 李川, 朱敏. 镍钛形状记忆合金生物相容性及其表面改性研究进展. 中国修复重建外科杂志, 2018, 32(8): 1091-1095. doi: 10.7507/1002-1892.201709089 复制
镍钛形状记忆合金（nickel titanium shape memory alloys，Ni-Ti SMA），又称镍钛合金，具有优良的形状记忆效应、超弹性、低磁性、耐磨性、耐疲劳以及良好生物相容性的特点，其弹性模量与人体骨相近[1-2]，已广泛应用于制备各种内固定物，例如口腔正畸弓丝、U 型钉、肋骨爪、腓骨环抱器、腕骨三角融合器、四角融合器、聚髌器、椎体钉、椎间融合器等[3-4]。镍是人体所必需的微量元素，然而镍过量也会对人体造成伤害，长期接触镍可引起接触性皮炎、贫血、慢性鼻炎等疾病。现通过总结 Ni-Ti SMA 生物相容性及其表面改性研究相关文献，分析各种改性方法的优缺点，旨在为找到最具潜力的 Ni-Ti SMA 表面改性方法提供参考。
1 Ni-Ti SMA 生物相容性研究
1.1 模拟体液环境下的生物相容性
自然状态下，由于钛原子氧亲和力比镍原子高，Ni-Ti SMA 表面会形成一层 TiO2 膜，该膜能有效阻止镍离子的释放，但是一旦破坏难以自行恢复。在体内腐蚀条件下，循环负载可能导致 TiO2 膜破坏，保护性氧化物层失效。Habijan 等[5]研究了循环载荷条件下 Ni-Ti SMA 表面生物相容性，他们在 2% 假弹性应变下进行了 86 400 个应变周期，然后在 MSCs 培养基内测定细胞因子（IL-6、IL-8、VEGF）和镍离子释放，结果表明弹性应变不影响 Ni-Ti SMA 的生物相容性。郭静等[6]比较了 4 种不同品牌的镍钛正畸弓丝镍离子释放量。他们将镍钛正畸弓丝放入 EP 树脂管中，加入人工唾液，37℃ 恒温培养，分别于浸泡 1、7、28 d 时测试各试管中的镍离子含量。结果表明不同品牌镍钛弓丝在相同 pH 值和浸泡时间下，镍离子析出量不同，且镍离子析出量随浸泡时间延长而明显增加，但是镍离子析出量远低于成年人每天通过饮食摄入的镍离子量。张贺佳等[7]对 3 种镍钛弓丝进行了为期 8 周的研究，得到了相同结论。Kapanen 等[8]研究了 Ni-Ti SMA 对大鼠骨肉瘤细胞系 ROS-17 细胞死亡率、凋亡率和细胞黏附形成的影响。为期 48 h 的研究结果表明，Ni-Ti SMA 组和 Ti 组死亡细胞数量明显低于 Ni 组，每单位面积细胞黏附数量明显高于 Ni 组，表明 Ni-Ti SMA 对于骨肉瘤细胞系 ROS-17 细胞具有良好的细胞相容性。Bogdanski 等[9]用粉末混合冶金方法制备了镍、钛不同比例的 10 种混合物，从镍∶钛=90∶10（原子数百分含量）至纯钛，然后采用以上不同样品研究 Ni-Ti SMA 对于骨细胞样骨肉瘤细胞（SAOS-2 细胞、MG-63 细胞）、原代人成骨细胞（HOB 细胞）和鼠成纤维细胞（3T3 细胞）的生物相容性，结果表明 50∶50 混合物与上述细胞培养后体现出良好的生物相容性。该研究中的培养基每日更换，富含镍原子的区域出现“细胞毒性”区域，而远离该区域则未出现“细胞毒性”作用，这表明镍离子扩散受到了约束。Ni-Ti SMA 制备的内固定物植入人体后存留时间显著长于 Bogdanski 等[9]的研究，组织内镍的扩散动力学也与培养基不同，因此镍在人体内的扩散动力学有待进一步研究。El Medawar 等[10]研究了 Ni-Ti SMA 对于人胚胎腭间质细胞和人胚胎肺上皮细胞（L132 细胞）的生物相容性，第 3、6 天观察结果表明镍是一种耐腐蚀性差且具有明显细胞毒性的材料，并且其对两种细胞的毒性不同，提示镍细胞毒性大小可能与细胞类型有关。而 Ni-Ti SMA 和纯钛对于两种细胞的生物相容性没有明显差异，表明 Ni-Ti SMA 具有良好的生物相容性。
1.2 体液循环下的生物相容性
Wever 等[11]研究了一种 Ni-Ti SMA 脊柱侧凸矫正装置的体内生物相容性。他们将此装置植入 6 只猪体内，结果显示术后即刻、1 周、6 周、3 个月和 6 个月时，猪血清镍浓度值与术前相比无显著差异。3、6 个月时大体观察示，该装置上黏附了大量新形成的骨骼，无 Ni-Ti SMA 腐蚀和装置松动发生；组织学检查肺、肝、脾和肾周围组织无异物反应。Olson 等[12]将 Ni-Ti SMA 夹固定于 5 只猪一侧眼虹膜上，另一侧眼虹膜行常规聚丙烯缝合作为对照。术后 8 周行标准全视野视网膜电图，10 周取双眼虹膜进行组织学分析，结果显示两组角膜厚度、角膜内皮细胞计数、镜面显微镜参数、视网膜细胞计数和电视曲线图参数均无明显差异，表明 Ni-Ti SMA 具有良好的体内生物相容性。李强等[13]制备兔单侧股骨中段骨折模型，分别采用类金刚石镀膜 Ni-Ti SMA 环抱器、非镀膜 Ni-Ti SMA 环抱器、髓内针内固定，4 周后取骨折局部骨痂，检测单位骨痂中无机物的质量分数及 ALP、骨钙素、TNF 的表达。结果显示两 Ni-Ti SMA 组无机物的质量分数、ALP、骨钙素、TNF 的表达均高于髓内针内固定组，表明 Ni-Ti SMA 生物力学优于髓内针固定，且生物相容性良好。张媛媛等[14]研究了 Ni-Ti SMA 在豚鼠听泡的生物相容性，他们将 Ni-Ti SMA 植入豚鼠听泡内后 7、14、28、56、112 d 随机处死 5 只豚鼠取材研究。结果表明，植入体表面均有新生骨骼样组织生长，有纤维状物与听泡壁及听小骨相连，周围无明显肉芽组织，植入材料表面无蚀斑和颜色改变，显示出了良好的生物相容性，但周围组织中有微量的镍离子释放。
1.3 基因水平的细胞毒性研究
Assad 等[15]采用 Ni-Ti SMA、钛、316L 不锈钢标准化颗粒制备不同 RPMI-1640 培养基，另以未作处理的 RPMI-1640 培养基为阴性对照组，添加了甲基磺酸甲酯的 RPMI-1640 培养基为阳性对照组。然后，将人类外周血淋巴细胞在不同培养基中培养，研究 Ni-Ti SMA 的体外基因毒性。结果表明暴露于阳性对照组的细胞染色质，比暴露于 Ni-Ti SMA、钛、316L 不锈钢培养基及阴性对照组的细胞染色质有更多损伤，Ni-Ti SMA、钛、316L 不锈钢培养基与阴性对照组的染色质损伤程度均无统计学差异，提示 Ni-Ti SMA、钛、316L 不锈钢体外基因毒性相当。冯翠娟等[16]对 Ni-Ti SMA 进行了表面氧化处理，研究了其与未行表面氧化的 Ni-Ti SMA 对于 L-929 细胞的基因毒性。结果表明，两种 Ni-Ti SMA 浸提液均可引起 L-929 细胞凋亡、总 RNA 浓度发生变化，经表面处理的 Ni-Ti SMA 优于未经处理的 Ni-Ti SMA，但尚未达到空白对照组（含 10%FBS 的 1640 培养液）水平；然而 3 组 Caspase-3、8、9 mRNA 表达改变无显著差异，提示可能有其他信号通路参与了 Ni-Ti SMA 介导的细胞凋亡。研究还发现，Ni-Ti SMA 浸提液可引起 L-929 细胞的 bax 及 bcl-2 mRNA 表达改变，从而促进细胞凋亡的发生[17]。
上述一系列研究证明，Ni-Ti SMA 具有良好的生物相容性，但是目前对于 Ni-Ti SMA 生物毒性的机制研究较少，是下一步研究方向之一。
2 Ni-Ti SMA 表面改性研究
Ni-Ti SMA 具有良好的生物相容性，但是作为一种长期内植物，镍离子的生物毒性对机体具有潜在危害，为此学者们对 Ni-Ti SMA 的表面改性进行了大量研究。
李慧萍[18]用离子体浸没离子注入技术向 Ni-Ti SMA 表层注入铬离子，分别对注入铬离子的 Ni-Ti SMA 进行了 500℃ 热处理和化学氧化及热处理，结果表明随着注入铬离子浓度的增大，Ni-Ti SMA 表面变得更平整，粗糙度变小。单纯经热处理后，样品表面形成含六价铬的化合物，其毒性较大；经过化学氧化及热处理后，样品表面主要形成了黄色的 Cr2O3。经过电化学腐蚀测试，作为钝化膜的 Cr2O3 膜层能有效提高合金耐蚀性，阻止镍离子的析出。
Dudek 等[19]使用电泳沉积法获得较薄（最厚 2.4 μm）的无裂纹且均匀的羟基磷灰石（hydroxyapatite，HAP）涂层，从而在 Ni-Ti SMA 表面形成 TiO2 和 HAP 的多功能保护层。复合涂层具有（15.1±1.4）MPa 的黏合特性，抗变形性能达到 2.48%，提示形成的涂层具有可靠的稳定性。实验还观察到制备的涂层对负责形状记忆效应的马氏体转变没有影响。张海军等[20]将 HAP 涂层的 Ni-Ti SMA 植入青紫蓝兔股骨内（实验组），进行了为期 8 周的体内实验。免疫组织化学染色示实验组分泌的内源性 BMP-2 与对照组（未植入内固定物）无明显差异；但部分标本囊壁结缔组织增生反应仍较明显，劣于对照组，但符合体内植入物标准。HAP 涂层的一个明显优势是可制作成孔隙状，研究表明孔隙直径为 150 μm 时骨组织即可长入内植物内部，并且这种骨-植入物界面可保持正常的生理代谢，这样使得骨-内植物结合更加紧密。
朱姿虹[21]的研究在特定 pH 值和温度下，采用一定比例 H2O2 和 NaCl 混合物，使 Ni-Ti SMA 表面形成具有一定厚度的孔洞状纳米网架结构的无镍 TiO2 层，并对 Ni-Ti SMA 进行了阳极氧化。将制备的样品置于模拟体液 14 d 后，镍离子析出量从基材（未作处理的 Ni-Ti SMA）的 1.180 μg/mL 下降为 0.019 μg/mL，有效限制了镍离子的析出。该研究结果证明复层膜（无镍层+阳极氧化 TiO2 膜）的形成，显著提高了材料的耐蚀性、耐磨性、生物活性和抗凝血性。
Choi 等[22]通过将 Ni-Ti SMA 浸泡在过饱和磷酸钙溶液中，使其表面形成了磷酸钙微晶层，同时通过浸泡时间长短来控制磷酸钙微晶层的厚度。该磷酸钙微晶层结构呈多孔状，使得 Ni-Ti SMA 机械性能更加稳定，足以承受冷却和加热时的形状记忆转变以及材料的强烈弯曲。经体外实验分析人白细胞和血小板对磷酸钙层的黏附，结果显示与未涂层的 Ni-Ti SMA 相比，涂层的 Ni-Ti SMA 与白细胞和血小板的黏附性显著增加，组织相容性更优良。
Chu 等[23]采用电抛光预处理和光电催化氧化方法处理 Ni-Ti SMA。电抛光可提高 Ni-Ti SMA 的局部击穿腐蚀电位，而光电催化氧化具有化学氧化和电化学氧化的协同效应。实验结果表明，通过此方法可在 Ni-Ti SMA 表面形成一层坚固的 TiO2 膜，在顶表面附近形成了无镍区。通过 10 周浸渍实验证实，Ni-Ti SMA 的镍离子析出被显著抑制，同时其机械性能不受影响。
Thierry 等[24]采用电抛光技术处理 Ni-Ti SMA，并比较了不同灭菌技术对于处理后的 Ni-Ti SMA 的影响。电抛光处理减少了 Ni-Ti SMA 表面的镍含量，并通过增加平均击穿电位值显著提高了 Ni-Ti SMA 的耐腐蚀行为。环氧乙烷灭菌技术没有改变电抛光 Ni-Ti SMA 的耐腐蚀性，而蒸汽灭菌和过氧乙酸灭菌产生了分散的击穿电位，影响了 Ni-Ti SMA 的耐腐蚀性。然而，Ni-Ti SMA 即使在灭菌后击穿电位也分别位于 316L 不锈钢和 Ti-6A1-4V 之间。电抛光 Ni-Ti SMA 和 316L 不锈钢合金在浸入 Hank 溶液几天后释放出相似量的镍。通过原子吸收测量表明，溶液中镍释放量低于人体预期的毒性水平。
Trépanier 等[25]研究了电抛光、热处理和硝酸钝化对 Ni-Ti SMA 支架腐蚀电位和表面结构的影响。结果表明以上表面处理方法均提高了支架耐腐蚀性，提示氧化层的均匀性是影响材料耐腐蚀性的关键因素。
Armitage 等[26]研究证明热处理和电抛光处理均提高了 Ni-Ti SMA 的细胞毒性和生物相容性；热处理不仅能显著降低 Ni-Ti SMA 血栓形成，达到控制水平，还能降低 Ni-Ti SMA 表面镍离子含量，表明血栓形成可能与镍离子的释放相关。
Xu 等[27]用微弧氧化（microarc oxidation，MAO）法对 Ni-Ti SMA 表面制备了 Al2O3 涂层。体外实验表明，与未涂层的 Ni-Ti SMA 相比，MAO 表面改性后 Ni-Ti SMA 的相变温度和形状记忆特性没有明显变化，涂层可以承受相变引起的热冲击和体积变化；同时，MAO 表面改性提高了涂层 Ni-Ti SMA 的溶血性，降低了溶血比，延长了动态凝血时间和减少了血小板黏附数量，多孔状的 Al2O3 涂层可以显著促进人成骨细胞的黏附，显示出了优良的生物相容性。
类金刚石碳（diamond-like carbon，DLC）膜具有硬度高、摩擦系数低、高耐磨性、化学惰性等特性。Kobayashi 等[28]在 Ni-Ti SMA 正畸牙线表面涂覆 DLC 薄膜，进行了 6 个月的浸泡实验研究。结果表明与未涂覆的 Ni-Ti SMA 正畸牙线相比时，涂覆处理后的样品溶液中的镍离子浓度减少了 1/6。Kapanen 等[29]发现粗糙的 Ni-Ti SMA 表面促进了 ROS-17/2.8 细胞中的 TGF-β1 表达，从而抑制成骨细胞增殖，促进成骨细胞的成熟和分化。
汪爱媛等[30]采用等离子喷涂技术分别对 Ni-Ti SMA 进行 Ti 涂层和 Ti-Nb 涂层，以仅表面抛光清洗处理作为空白对照组，然后将 3 组 Ni-Ti SMA 植入犬骶棘肌内，12 个月后取材观察。结果显示，两涂层 Ni-Ti SMA 组肝、肾组织中镍离子含量分别是空白对照组的 1.6 倍和 2.4 倍，Ti 涂层组、Ti-Nb 涂层组、空白对照组间镍离子含量无显著差异；组织学观察 3 组植入体周围肌肉组织发现无明显巨噬细胞和炎性细胞浸润，具有良好的肌肉组织生物相容性；植入体周围纤维囊厚度定量分析发现 Ni-Ti SMA 涂层能有效抑制炎症组织的增生。
苏向东等[31]采用低温去合金化在 Ni-Ti SMA 表面原位制备了一层约 400 nm 厚且具有纳米网架结构的水合氧化钛膜，并在 500℃ 进行 1 h 热处理，晶化为锐钛矿型 TiO2。由于经低温去合金化脱镍的 Ni-Ti SMA 表面富含羟基 (OH-)，在 SBF 模拟体液中具有诱导 Ca、P 沉积的生物活性，提高了 Ni-Ti SMA 的生物相容性。袁凌伟等[32]研究了 Ni-Ti SMA 和低温去合金化 Ni-Ti SMA 对新鲜兔血液相容性，结果表明低温去合金化处理后的 Ni-Ti SMA 溶血率低、血小板黏附减少、动态凝血时间延长、接触角变小。提示低温去合金化提高了 Ni-Ti SMA 的生物相容性。
Ni-Ti SMA 表面处理技术种类繁多，其目的均为在金属表面形成坚固稳定的 TiO2 膜或其他生物相容性优良的膜，膜下层形成一定的无镍层。常用的技术有离子喷涂、机械抛光、电抛光、阴离子沉积、离子体浸没离子注入、电泳沉积、MAO、低温去合金化等方法，常用材料有钛、钛铌、HAP、类金刚石碳、Al2O3、铬等。有学者研究表明，TiO2 膜的均匀性比厚度更加重要，均匀的 TiO2 膜可以有效阻止镍钛合金表面的点状腐蚀。但是人体复杂的电生理环境和 Ni-Ti SMA 的超弹性，使得生成的保护膜稳定性受到了考验。大量体外实验已经证实生成的保护膜能有效阻止镍离子释放，提高了 Ni-Ti SMA 的生物相容性；但是在体内和反复形变的条件下，膜稳定性的研究依然较少，有待进一步研究。
3 总结与展望
Ni-Ti SMA 因具有优良的材料特性受到了医学界的广泛关注，但是由于其所含的镍离子具有致过敏、致突变甚至致癌作用，其在临床的应用受到了限制。研究表明表面改性后的 Ni-Ti SMA 具有优良的生物相容性。Ni-Ti SMA 不仅可以作为内固定材料，通过空间支架技术与金属注射成型工艺的结合，使制备具有几何形状的网状结构及多孔 Ni-Ti SMA 成为可能，同时还可以调节孔径、孔形状和总孔隙率[33-34]，进一步扩大了 Ni-Ti SMA 的应用范围。随着 Ni-Ti SMA 生产工艺的提高，新型表面改性技术的改良和开发，Ni-Ti SMA 将更加契合机体内环境，具有更广阔的应用前景。
镍钛形状记忆合金（nickel titanium shape memory alloys，Ni-Ti SMA），又称镍钛合金，具有优良的形状记忆效应、超弹性、低磁性、耐磨性、耐疲劳以及良好生物相容性的特点，其弹性模量与人体骨相近[1-2]，已广泛应用于制备各种内固定物，例如口腔正畸弓丝、U 型钉、肋骨爪、腓骨环抱器、腕骨三角融合器、四角融合器、聚髌器、椎体钉、椎间融合器等[3-4]。镍是人体所必需的微量元素，然而镍过量也会对人体造成伤害，长期接触镍可引起接触性皮炎、贫血、慢性鼻炎等疾病。现通过总结 Ni-Ti SMA 生物相容性及其表面改性研究相关文献，分析各种改性方法的优缺点，旨在为找到最具潜力的 Ni-Ti SMA 表面改性方法提供参考。
1 Ni-Ti SMA 生物相容性研究
1.1 模拟体液环境下的生物相容性
自然状态下，由于钛原子氧亲和力比镍原子高，Ni-Ti SMA 表面会形成一层 TiO2 膜，该膜能有效阻止镍离子的释放，但是一旦破坏难以自行恢复。在体内腐蚀条件下，循环负载可能导致 TiO2 膜破坏，保护性氧化物层失效。Habijan 等[5]研究了循环载荷条件下 Ni-Ti SMA 表面生物相容性，他们在 2% 假弹性应变下进行了 86 400 个应变周期，然后在 MSCs 培养基内测定细胞因子（IL-6、IL-8、VEGF）和镍离子释放，结果表明弹性应变不影响 Ni-Ti SMA 的生物相容性。郭静等[6]比较了 4 种不同品牌的镍钛正畸弓丝镍离子释放量。他们将镍钛正畸弓丝放入 EP 树脂管中，加入人工唾液，37℃ 恒温培养，分别于浸泡 1、7、28 d 时测试各试管中的镍离子含量。结果表明不同品牌镍钛弓丝在相同 pH 值和浸泡时间下，镍离子析出量不同，且镍离子析出量随浸泡时间延长而明显增加，但是镍离子析出量远低于成年人每天通过饮食摄入的镍离子量。张贺佳等[7]对 3 种镍钛弓丝进行了为期 8 周的研究，得到了相同结论。Kapanen 等[8]研究了 Ni-Ti SMA 对大鼠骨肉瘤细胞系 ROS-17 细胞死亡率、凋亡率和细胞黏附形成的影响。为期 48 h 的研究结果表明，Ni-Ti SMA 组和 Ti 组死亡细胞数量明显低于 Ni 组，每单位面积细胞黏附数量明显高于 Ni 组，表明 Ni-Ti SMA 对于骨肉瘤细胞系 ROS-17 细胞具有良好的细胞相容性。Bogdanski 等[9]用粉末混合冶金方法制备了镍、钛不同比例的 10 种混合物，从镍∶钛=90∶10（原子数百分含量）至纯钛，然后采用以上不同样品研究 Ni-Ti SMA 对于骨细胞样骨肉瘤细胞（SAOS-2 细胞、MG-63 细胞）、原代人成骨细胞（HOB 细胞）和鼠成纤维细胞（3T3 细胞）的生物相容性，结果表明 50∶50 混合物与上述细胞培养后体现出良好的生物相容性。该研究中的培养基每日更换，富含镍原子的区域出现“细胞毒性”区域，而远离该区域则未出现“细胞毒性”作用，这表明镍离子扩散受到了约束。Ni-Ti SMA 制备的内固定物植入人体后存留时间显著长于 Bogdanski 等[9]的研究，组织内镍的扩散动力学也与培养基不同，因此镍在人体内的扩散动力学有待进一步研究。El Medawar 等[10]研究了 Ni-Ti SMA 对于人胚胎腭间质细胞和人胚胎肺上皮细胞（L132 细胞）的生物相容性，第 3、6 天观察结果表明镍是一种耐腐蚀性差且具有明显细胞毒性的材料，并且其对两种细胞的毒性不同，提示镍细胞毒性大小可能与细胞类型有关。而 Ni-Ti SMA 和纯钛对于两种细胞的生物相容性没有明显差异，表明 Ni-Ti SMA 具有良好的生物相容性。
1.2 体液循环下的生物相容性
Wever 等[11]研究了一种 Ni-Ti SMA 脊柱侧凸矫正装置的体内生物相容性。他们将此装置植入 6 只猪体内，结果显示术后即刻、1 周、6 周、3 个月和 6 个月时，猪血清镍浓度值与术前相比无显著差异。3、6 个月时大体观察示，该装置上黏附了大量新形成的骨骼，无 Ni-Ti SMA 腐蚀和装置松动发生；组织学检查肺、肝、脾和肾周围组织无异物反应。Olson 等[12]将 Ni-Ti SMA 夹固定于 5 只猪一侧眼虹膜上，另一侧眼虹膜行常规聚丙烯缝合作为对照。术后 8 周行标准全视野视网膜电图，10 周取双眼虹膜进行组织学分析，结果显示两组角膜厚度、角膜内皮细胞计数、镜面显微镜参数、视网膜细胞计数和电视曲线图参数均无明显差异，表明 Ni-Ti SMA 具有良好的体内生物相容性。李强等[13]制备兔单侧股骨中段骨折模型，分别采用类金刚石镀膜 Ni-Ti SMA 环抱器、非镀膜 Ni-Ti SMA 环抱器、髓内针内固定，4 周后取骨折局部骨痂，检测单位骨痂中无机物的质量分数及 ALP、骨钙素、TNF 的表达。结果显示两 Ni-Ti SMA 组无机物的质量分数、ALP、骨钙素、TNF 的表达均高于髓内针内固定组，表明 Ni-Ti SMA 生物力学优于髓内针固定，且生物相容性良好。张媛媛等[14]研究了 Ni-Ti SMA 在豚鼠听泡的生物相容性，他们将 Ni-Ti SMA 植入豚鼠听泡内后 7、14、28、56、112 d 随机处死 5 只豚鼠取材研究。结果表明，植入体表面均有新生骨骼样组织生长，有纤维状物与听泡壁及听小骨相连，周围无明显肉芽组织，植入材料表面无蚀斑和颜色改变，显示出了良好的生物相容性，但周围组织中有微量的镍离子释放。
1.3 基因水平的细胞毒性研究
Assad 等[15]采用 Ni-Ti SMA、钛、316L 不锈钢标准化颗粒制备不同 RPMI-1640 培养基，另以未作处理的 RPMI-1640 培养基为阴性对照组，添加了甲基磺酸甲酯的 RPMI-1640 培养基为阳性对照组。然后，将人类外周血淋巴细胞在不同培养基中培养，研究 Ni-Ti SMA 的体外基因毒性。结果表明暴露于阳性对照组的细胞染色质，比暴露于 Ni-Ti SMA、钛、316L 不锈钢培养基及阴性对照组的细胞染色质有更多损伤，Ni-Ti SMA、钛、316L 不锈钢培养基与阴性对照组的染色质损伤程度均无统计学差异，提示 Ni-Ti SMA、钛、316L 不锈钢体外基因毒性相当。冯翠娟等[16]对 Ni-Ti SMA 进行了表面氧化处理，研究了其与未行表面氧化的 Ni-Ti SMA 对于 L-929 细胞的基因毒性。结果表明，两种 Ni-Ti SMA 浸提液均可引起 L-929 细胞凋亡、总 RNA 浓度发生变化，经表面处理的 Ni-Ti SMA 优于未经处理的 Ni-Ti SMA，但尚未达到空白对照组（含 10%FBS 的 1640 培养液）水平；然而 3 组 Caspase-3、8、9 mRNA 表达改变无显著差异，提示可能有其他信号通路参与了 Ni-Ti SMA 介导的细胞凋亡。研究还发现，Ni-Ti SMA 浸提液可引起 L-929 细胞的 bax 及 bcl-2 mRNA 表达改变，从而促进细胞凋亡的发生[17]。
上述一系列研究证明，Ni-Ti SMA 具有良好的生物相容性，但是目前对于 Ni-Ti SMA 生物毒性的机制研究较少，是下一步研究方向之一。
2 Ni-Ti SMA 表面改性研究
Ni-Ti SMA 具有良好的生物相容性，但是作为一种长期内植物，镍离子的生物毒性对机体具有潜在危害，为此学者们对 Ni-Ti SMA 的表面改性进行了大量研究。
李慧萍[18]用离子体浸没离子注入技术向 Ni-Ti SMA 表层注入铬离子，分别对注入铬离子的 Ni-Ti SMA 进行了 500℃ 热处理和化学氧化及热处理，结果表明随着注入铬离子浓度的增大，Ni-Ti SMA 表面变得更平整，粗糙度变小。单纯经热处理后，样品表面形成含六价铬的化合物，其毒性较大；经过化学氧化及热处理后，样品表面主要形成了黄色的 Cr2O3。经过电化学腐蚀测试，作为钝化膜的 Cr2O3 膜层能有效提高合金耐蚀性，阻止镍离子的析出。
Dudek 等[19]使用电泳沉积法获得较薄（最厚 2.4 μm）的无裂纹且均匀的羟基磷灰石（hydroxyapatite，HAP）涂层，从而在 Ni-Ti SMA 表面形成 TiO2 和 HAP 的多功能保护层。复合涂层具有（15.1±1.4）MPa 的黏合特性，抗变形性能达到 2.48%，提示形成的涂层具有可靠的稳定性。实验还观察到制备的涂层对负责形状记忆效应的马氏体转变没有影响。张海军等[20]将 HAP 涂层的 Ni-Ti SMA 植入青紫蓝兔股骨内（实验组），进行了为期 8 周的体内实验。免疫组织化学染色示实验组分泌的内源性 BMP-2 与对照组（未植入内固定物）无明显差异；但部分标本囊壁结缔组织增生反应仍较明显，劣于对照组，但符合体内植入物标准。HAP 涂层的一个明显优势是可制作成孔隙状，研究表明孔隙直径为 150 μm 时骨组织即可长入内植物内部，并且这种骨-植入物界面可保持正常的生理代谢，这样使得骨-内植物结合更加紧密。
朱姿虹[21]的研究在特定 pH 值和温度下，采用一定比例 H2O2 和 NaCl 混合物，使 Ni-Ti SMA 表面形成具有一定厚度的孔洞状纳米网架结构的无镍 TiO2 层，并对 Ni-Ti SMA 进行了阳极氧化。将制备的样品置于模拟体液 14 d 后，镍离子析出量从基材（未作处理的 Ni-Ti SMA）的 1.180 μg/mL 下降为 0.019 μg/mL，有效限制了镍离子的析出。该研究结果证明复层膜（无镍层+阳极氧化 TiO2 膜）的形成，显著提高了材料的耐蚀性、耐磨性、生物活性和抗凝血性。
Choi 等[22]通过将 Ni-Ti SMA 浸泡在过饱和磷酸钙溶液中，使其表面形成了磷酸钙微晶层，同时通过浸泡时间长短来控制磷酸钙微晶层的厚度。该磷酸钙微晶层结构呈多孔状，使得 Ni-Ti SMA 机械性能更加稳定，足以承受冷却和加热时的形状记忆转变以及材料的强烈弯曲。经体外实验分析人白细胞和血小板对磷酸钙层的黏附，结果显示与未涂层的 Ni-Ti SMA 相比，涂层的 Ni-Ti SMA 与白细胞和血小板的黏附性显著增加，组织相容性更优良。
Chu 等[23]采用电抛光预处理和光电催化氧化方法处理 Ni-Ti SMA。电抛光可提高 Ni-Ti SMA 的局部击穿腐蚀电位，而光电催化氧化具有化学氧化和电化学氧化的协同效应。实验结果表明，通过此方法可在 Ni-Ti SMA 表面形成一层坚固的 TiO2 膜，在顶表面附近形成了无镍区。通过 10 周浸渍实验证实，Ni-Ti SMA 的镍离子析出被显著抑制，同时其机械性能不受影响。
Thierry 等[24]采用电抛光技术处理 Ni-Ti SMA，并比较了不同灭菌技术对于处理后的 Ni-Ti SMA 的影响。电抛光处理减少了 Ni-Ti SMA 表面的镍含量，并通过增加平均击穿电位值显著提高了 Ni-Ti SMA 的耐腐蚀行为。环氧乙烷灭菌技术没有改变电抛光 Ni-Ti SMA 的耐腐蚀性，而蒸汽灭菌和过氧乙酸灭菌产生了分散的击穿电位，影响了 Ni-Ti SMA 的耐腐蚀性。然而，Ni-Ti SMA 即使在灭菌后击穿电位也分别位于 316L 不锈钢和 Ti-6A1-4V 之间。电抛光 Ni-Ti SMA 和 316L 不锈钢合金在浸入 Hank 溶液几天后释放出相似量的镍。通过原子吸收测量表明，溶液中镍释放量低于人体预期的毒性水平。
Trépanier 等[25]研究了电抛光、热处理和硝酸钝化对 Ni-Ti SMA 支架腐蚀电位和表面结构的影响。结果表明以上表面处理方法均提高了支架耐腐蚀性，提示氧化层的均匀性是影响材料耐腐蚀性的关键因素。
Armitage 等[26]研究证明热处理和电抛光处理均提高了 Ni-Ti SMA 的细胞毒性和生物相容性；热处理不仅能显著降低 Ni-Ti SMA 血栓形成，达到控制水平，还能降低 Ni-Ti SMA 表面镍离子含量，表明血栓形成可能与镍离子的释放相关。
Xu 等[27]用微弧氧化（microarc oxidation，MAO）法对 Ni-Ti SMA 表面制备了 Al2O3 涂层。体外实验表明，与未涂层的 Ni-Ti SMA 相比，MAO 表面改性后 Ni-Ti SMA 的相变温度和形状记忆特性没有明显变化，涂层可以承受相变引起的热冲击和体积变化；同时，MAO 表面改性提高了涂层 Ni-Ti SMA 的溶血性，降低了溶血比，延长了动态凝血时间和减少了血小板黏附数量，多孔状的 Al2O3 涂层可以显著促进人成骨细胞的黏附，显示出了优良的生物相容性。
类金刚石碳（diamond-like carbon，DLC）膜具有硬度高、摩擦系数低、高耐磨性、化学惰性等特性。Kobayashi 等[28]在 Ni-Ti SMA 正畸牙线表面涂覆 DLC 薄膜，进行了 6 个月的浸泡实验研究。结果表明与未涂覆的 Ni-Ti SMA 正畸牙线相比时，涂覆处理后的样品溶液中的镍离子浓度减少了 1/6。Kapanen 等[29]发现粗糙的 Ni-Ti SMA 表面促进了 ROS-17/2.8 细胞中的 TGF-β1 表达，从而抑制成骨细胞增殖，促进成骨细胞的成熟和分化。
汪爱媛等[30]采用等离子喷涂技术分别对 Ni-Ti SMA 进行 Ti 涂层和 Ti-Nb 涂层，以仅表面抛光清洗处理作为空白对照组，然后将 3 组 Ni-Ti SMA 植入犬骶棘肌内，12 个月后取材观察。结果显示，两涂层 Ni-Ti SMA 组肝、肾组织中镍离子含量分别是空白对照组的 1.6 倍和 2.4 倍，Ti 涂层组、Ti-Nb 涂层组、空白对照组间镍离子含量无显著差异；组织学观察 3 组植入体周围肌肉组织发现无明显巨噬细胞和炎性细胞浸润，具有良好的肌肉组织生物相容性；植入体周围纤维囊厚度定量分析发现 Ni-Ti SMA 涂层能有效抑制炎症组织的增生。
苏向东等[31]采用低温去合金化在 Ni-Ti SMA 表面原位制备了一层约 400 nm 厚且具有纳米网架结构的水合氧化钛膜，并在 500℃ 进行 1 h 热处理，晶化为锐钛矿型 TiO2。由于经低温去合金化脱镍的 Ni-Ti SMA 表面富含羟基 (OH-)，在 SBF 模拟体液中具有诱导 Ca、P 沉积的生物活性，提高了 Ni-Ti SMA 的生物相容性。袁凌伟等[32]研究了 Ni-Ti SMA 和低温去合金化 Ni-Ti SMA 对新鲜兔血液相容性，结果表明低温去合金化处理后的 Ni-Ti SMA 溶血率低、血小板黏附减少、动态凝血时间延长、接触角变小。提示低温去合金化提高了 Ni-Ti SMA 的生物相容性。
Ni-Ti SMA 表面处理技术种类繁多，其目的均为在金属表面形成坚固稳定的 TiO2 膜或其他生物相容性优良的膜，膜下层形成一定的无镍层。常用的技术有离子喷涂、机械抛光、电抛光、阴离子沉积、离子体浸没离子注入、电泳沉积、MAO、低温去合金化等方法，常用材料有钛、钛铌、HAP、类金刚石碳、Al2O3、铬等。有学者研究表明，TiO2 膜的均匀性比厚度更加重要，均匀的 TiO2 膜可以有效阻止镍钛合金表面的点状腐蚀。但是人体复杂的电生理环境和 Ni-Ti SMA 的超弹性，使得生成的保护膜稳定性受到了考验。大量体外实验已经证实生成的保护膜能有效阻止镍离子释放，提高了 Ni-Ti SMA 的生物相容性；但是在体内和反复形变的条件下，膜稳定性的研究依然较少，有待进一步研究。
3 总结与展望
Ni-Ti SMA 因具有优良的材料特性受到了医学界的广泛关注，但是由于其所含的镍离子具有致过敏、致突变甚至致癌作用，其在临床的应用受到了限制。研究表明表面改性后的 Ni-Ti SMA 具有优良的生物相容性。Ni-Ti SMA 不仅可以作为内固定材料，通过空间支架技术与金属注射成型工艺的结合，使制备具有几何形状的网状结构及多孔 Ni-Ti SMA 成为可能，同时还可以调节孔径、孔形状和总孔隙率[33-34]，进一步扩大了 Ni-Ti SMA 的应用范围。随着 Ni-Ti SMA 生产工艺的提高，新型表面改性技术的改良和开发，Ni-Ti SMA 将更加契合机体内环境，具有更广阔的应用前景。