隨著中青年骨創傷增多和人口老齡化加劇，生物醫用材料需求增長迅速。理想的生物醫用鈦合金材料需具有生物相容性、低彈性模量、高耐腐蝕性能和良好的生物活性等[1]。生物醫用鈦合金，尤其是Ti6A14V材料因其良好的力學性能、抗腐蝕性和生物相容性，在臨床上被廣泛應用于人體骨和牙缺損的修復。然而，由于自身的生物惰性，植入體與骨組織之間的生物結合能力不夠理想，易因相互磨損發生松動甚至脫落，引起周圍組織發炎等問題[2]。而且由于現工程應用鈦合金的彈性模量顯著高于人骨組織，植入后會發生應力遮蔽現象，導致種植體周圍骨吸收，引起種植體松動[3]。同時研究發現，Ti6A14V植入人體后，會與人體體液發生反應而釋放V、Al等離子，V可引起惡性組織反應，可能對人體產生毒副作用[4]，Al則會引起骨質疏松和精神紊亂等病癥[5]，且鈦合金植入物植入后引起的細菌吸附和繁殖問題也不能忽視[6~9]。目前醫用鈦合金材料的性能突破途徑主要有2個方面：其一是通過成分設計制備綜合性能優異的鈦合金。研究[10~13]發現，含Mo、Nb、Ta、Zr等無毒元素的β鈦合金含有較高含量的β穩定元素，具有較低的彈性模量(E= 55~80 GPa)以及良好的剪切性能和韌性。其二是通過表面改性手段改善使用性能。鈦合金植入人體后，其表面與植入環境中的組織細胞發生直接接觸作用，所以植入體表面的物化特性是影響植入體植入成功率、穩定性和使用壽命的關鍵因素[14]。為了增強鈦合金植入體的生物相容性，提高其在體內的穩定性，進一步縮短愈合時間，需在植入之前對植入體進行表面改性。

在各種表面改性方法中，噴砂酸蝕(SLA)技術憑借效果顯著、操作簡便等優點成為常用的表面改性技術之一。SLA的特點在于噴砂后進行酸蝕處理，可清除殘留在表面的噴砂顆粒，既保留了噴砂形成的較大“凹面”(一級孔洞結構)，又增加了酸蝕形成的較小“凹陷”(二級孔洞結構)，噴砂造成的凹陷能夠促進細胞在材料表面的停留，而酸蝕處理增加植入體表面的砂坑深度，這使試樣表面得到充分粗化，表面積大大增加，有利于提高植入體的結合強度[15]。酸溶液的種類與濃度、酸蝕的時間及溫度是主要的工藝參數，對于Ti6A14V合金，使用高溫濃HCl和高溫濃H2SO4處理更容易獲得連續性較好的二級微米孔洞結構[16,17]。但是酸蝕需要較長時間才可以得到理想的微米結構。研究[18]表明，超聲波在液體中傳播時，可以導致超聲空化。此時，液體中的微小氣泡在超聲波的作用下發生振動、生長、收縮、崩潰等一系列過程，在氣泡崩潰時釋放出大量的能量，形成局部高溫和高壓的極端物理環境，引發高速的液體流動，通過增加質量轉移、微射流、電子轉移活化和電化學修飾而使腐蝕加速。

研究表明，具有微納米復合結構的表面能夠促進成骨細胞的增殖和分化[19]，而且通過納米級和微米級表面特征的結合，模擬骨的分級結構，可以改善體內植入物的骨整合，縮短愈合時間[20]。鈦合金表面經熱氧化工藝處理后可形成具有不同納米形貌和結構的氧化膜層，其中感應加熱(IHT)是一種基于電磁感應理論和電流的熱效應實現對金屬熱處理的快速熱氧化技術[21]。不同于傳統熱氧化技術，IHT可以以非常快的加熱速率實現對金屬基體的熱氧化處理，并且制備出的表面氧化膜性質均勻，最大程度地減少了對內部基體材料的額外熱影響。此外，IHT還具有快速、環保、高效和易操作等優點，除了在金屬的熔化和冶煉、鋼材的快速熱處理等工業生產得到越來越廣泛的應用，近年來也逐漸應用在生物醫用金屬植入物材料表面改性領域[22]。

具有微納米多級結構的鈦合金植入體以其較好的綜合性能具有良好的應用前景，但在表面改性、孔形貌的控制、生物活化及骨組織誘導機理方面的研究仍然需要進一步探索。本工作分別采用濃HCl、稀HCl與稀H2SO4混合酸腐蝕Ti6A14V合金，研究了酸蝕試劑、酸蝕時間和超聲對Ti6A14V合金酸洗形貌和結構的影響規律。同時結合IHT氧化，在Ti6A14V基體表面構建微/納尺度結構，尋找最佳表面結構對應的工藝參數，為開發新的表面生物活化方法提供參考。

實驗用Ti6Al4V合金化學成分(質量分數，%)為：Al 6.18，V 4.17，Fe 0.172，C 0.03，N 0.01，H 0.001，O 0.18，Ti余量；合金供貨狀態為退火態，抗拉強度935 MPa，屈服強度863 MPa，延伸率12%。采用線切割將Ti6Al4V合金加工成10 mm × 10 mm × 2 mm的片狀試樣。試樣表面分別使用丙酮、乙醇和去離子水進行去污處理，依次采用400~1000號的SiC砂紙打磨，再用去離子水進行表面清洗，最終在40℃溫度下干燥。

本實驗采用的噴料為250 μm剛玉，壓力為0.8 MPa，噴砂槍口與基體表面之間的距離設定為1 cm，角度為90°，噴砂時間為60 s。

為探究酸蝕試劑、酸蝕時間、超聲等對試樣表面酸蝕形貌和結構的影響，對噴砂后的Ti6Al4V基體進行如下酸蝕處理。

(1) 采用(36%~38%)HCl (質量分數，下同)腐蝕Ti6Al4V合金，酸蝕溫度為70℃，酸蝕時間分別為10、20和30 min。

(2) 采用20%HCl∶30%H2SO4= 1∶1 (體積比)混合酸腐蝕Ti6Al4V合金，酸蝕溫度為70℃，酸蝕時間為60 min；同時設置超聲組，超聲功率300 W，超聲頻率40 kHz。

最后將酸蝕處理后的試樣用去離子水超聲清洗，烘干，得到所需試樣。

為在Ti6Al4V合金表面獲得微納米多級結構，在噴砂酸蝕后引入感應加熱工藝。采用頻率為30 kHz的感應加熱設備，加熱溫度800℃，用紅外測溫儀進行溫度監控。

體外模擬體液(SBF)浸泡實驗已被廣泛用于預測材料的生物活性。實驗中SBF按照Kokubo配方和方法配制[23]，依次將試劑按量加入36.5℃去離子水中，然后用Tris溶液和1 mol/L鹽酸調節，使溶液最后pH值穩定在7.40。

將待沉積的試樣放置在清潔的50 mL塑料試管中，每個試管加入50 mL的SBF，封口后放入36.5℃恒溫水浴鍋中。SBF每2 d更換一次，全部待沉積試樣連續浸泡14 d，取出后在鼓風干燥箱中干燥。

采用Rigaku DMAX-2500PC型X射線衍射儀(XRD)分析試樣表面的物相組成。以波長為0.15406 nm的銅靶(CuKα)為輻射源，加速電流為100 mA，加速電壓為40 kV，掃描速率為4°/min，掃描角度為10°~90°。

采用SU-70型掃描電鏡(SEM)觀察分析試樣的表面微觀形貌和結構，并采用其能譜儀(EDS)對試樣表面微區進行元素的定量分析。SEM和EDS測試時的加速電壓分別為5和15 kV。

采用LSM-800型激光掃描共聚焦顯微鏡測量試樣表面的三維形貌和粗糙度。激光波長為405 nm，利用Zen Blue軟件計算掃描區域的算術平均粗糙度(Sa)。每個樣品在表面不同位置上測試3次，Sa的平均值(Ra)作為該試樣的平均表面粗糙度。測試前保證試樣表面的平整和清潔，測試區域隨機選取，使結果更具有代表性。

采用DSA100S型接觸角測量儀測量接觸角。使用微升注射器將2 μL去離子水滴滴于每個樣品的表面上，并將樣品預先調整到一定的高度，以確保液滴與樣品表面剛好足夠的接觸。水滴滴落圖像由攝像機記錄，并通過測量儀自帶的圖像分析軟件計算接觸角。

Ti6Al4V合金經噴砂+ (36%~38%)HCl酸洗的SEM像如圖1所示。噴砂表面(圖1a)粗糙不均勻，出現了鑿坑溝壑痕跡、裂紋及尖銳的邊角，部分位置還存在嵌入基體的顆粒。這或是由于Ti6Al4V基體表面經磨粒切削和鑿入后形成了一些微觀缺陷，部分磨粒在高壓氣體作用下高速沖擊并鑿入基體表面形成的[24]。嵌入基體的磨粒不僅使Ti6Al4V表面不均勻，還會給種植體材料表面的細胞增殖及骨整合帶來不良影響[25~27]。但是噴砂處理也有其相應的優點，Szmukler-Moncler等[28]認為噴砂可以提高種植體在生物體中的牢固程度，經過生物體植入實驗10周后，噴砂相比對照組將種植體錨固增加了49.3%。

Ti6Al4V合金經噴砂+ (36%~38%)HCl酸洗后，得到直徑20~40 μm的凹坑與2~3 μm的微孔的復合結構(圖1b~d)。隨酸洗時間延長，微孔內壁的階梯結構更加明顯，直徑變化較小。酸蝕僅10 min (圖1b)時，鈦合金表面噴砂后形貌仍較為完整，凹坑邊緣清晰可見，但已開始被腐蝕，表面較為粗糙；酸蝕20 min (圖1c)后，噴砂后的凹坑邊緣更加模糊，出現大量微坑；酸蝕30 min (圖1d)后，微坑變得更細小，出現模糊的類似臺階的階梯狀結構。文獻[29~31]表明，經過酸蝕處理的植入物表面比沒有經過表面處理的植入物具有更好的細胞黏附性。Chauhan等[32]經探究得出結論，對Ti6Al4V酸蝕處理的最優溫度為60~80℃，此時合金的表面呈現多孔形貌，這與本實驗結果(圖1b~d)相符。

圖2是Ti6Al4V合金經噴砂 + 20%HCl∶30% H2SO4= 1∶1 (體積比)混合酸酸洗60 min的SEM像。混合酸酸蝕出現了與濃HCl酸蝕相似的類階梯狀結構。Park等[33]的研究表明，H2SO4和HCl的混合雙酸蝕刻處理后會使Ti表面纖維蛋白和成骨細胞附著增加，從而使生物相容性大大提高。Ti6Al4V合金經噴砂+混合酸酸蝕60 min，表面出現了淺淺的波紋形貌(圖2c)，推測其為階梯形貌的初始階段，該酸蝕條件對Ti6Al4V合金腐蝕程度較輕，因而沒有形成明顯的層狀階梯結構；外加超聲后，相同的酸蝕條件下出現了明顯的層狀階梯結構(圖2d)，由此可見，超聲能加速Ti6Al4V合金的表面腐蝕。

關于出現階梯狀結構的原因至今尚未明確。任冰等[34]認為由于噴砂的影響，在鈦合金表面形成了明顯的層疊狀破碎裂紋，并且布滿尖銳的邊角和鋸齒狀邊緣。經過酸蝕后，部分噴砂后殘留的碎渣被去除，邊角變得圓滑，層片狀碎屑被細化，出現了均勻的孔洞結構，大孔洞與小孔洞互相重疊嵌套。隨著酸蝕的時間增加，原本腐蝕出的孔洞邊緣繼續被腐蝕，孔洞變大，而暴露出來的凹坑底部也被繼續腐蝕，形成更深一層階梯的小孔洞。葛永梅[35]提出了晶界腐蝕形成機理，晶界腐蝕是指沿著或緊挨著晶粒邊界發生的腐蝕。晶界上原子排列不規則，結構較晶粒內部疏松，且存在位錯等缺陷，因而晶界易受腐蝕(熱侵蝕、化學腐蝕)，由于晶界與晶粒本體存在電位差，當腐蝕進行一定的時間后，部分晶界被腐蝕掉，晶體呈層狀分開，出現臺階結構。

超聲波能在溶液中引起空化效應，它是指溶液中存在的微小氣泡核在超聲的作用下不停地迅速生成和崩塌閉合的現象，這種局部短暫超聲負壓產生空化氣泡[36]。由于超聲波是一種振動波，在溶液中傳播時會在介質中形成周期性交替的正負壓，因此產生的空化氣泡會被壓縮最終破裂[37]，在空化氣泡消失的瞬間，微小內部空間內會產生劇烈的溫度和壓強變化，產生瞬間高溫(5000 K)和高壓(200 MPa)，這導致急劇的升溫冷卻速率(> 109K/s)[38]。在超聲空化過程中會伴隨著微射流和聲沖流，進而能促進酸液的進一步腐蝕和自由基的產生，這些伴隨效應還能對液/固界面起到沖刷、侵蝕作用，使得反應的液/固界面得以活化。此外，超聲波還具有攪拌和機械震蕩作用，更進一步促進酸蝕反應過程中的傳熱和傳質，使得酸蝕過程加速。

Ti6Al4V合金經過噴砂后，相較混合酸酸洗，(36%~38%)HCl酸洗可以在更短的時間內得到理想的凹坑與微孔的微米復合結構，再考慮到超聲對酸洗的加速作用，最終確定噴砂 + (36%~38%)HCl超聲酸蝕10 min (下文記作SLA)作為微納復合結構中微米結構的制備工藝。

圖3為Ti6Al4V合金經過SLA + IHT后在SBF中浸泡14 d的XRD譜。Ti6Al4V合金經過SLA后，表面主要為Ti基體的衍射峰；再經過IHT后表面生成了金紅石(rutile)相TiO2；在SBF中浸泡14 d后，表面出現了明顯的羥基磷灰石(HA)衍射峰。

Ti6Al4V合金經過SLA + IHT形成的多級結構及SBF浸泡結果如圖4所示。Ti6Al4V合金經過SLA后，表面形成了20~40 μm的大坑和2~3 μm的小坑的復合結構(圖4a1)。再經過IHT后，在微米復合結構表面生成了納米氧化物(圖4b1)。在SBF中浸泡14 d后，噴砂酸蝕表面既沒有HA沉積，也沒有被腐蝕，而是維持了微米復合結構形貌(圖4c1)；值得一提的是，經過SLA + IHT得到的微納米復合結構表面沉積了一層厚厚的HA層(圖4d1)。一方面，OH-可以與TiO2的Ti+鍵合形成Ti—OH，在pH = 7.4時，酸性Ti—OH基團可以去質子化以形成[Ti—OH]-，帶負電的[Ti—OH]-表面可以選擇性吸附帶正電的Ca2+形成CaTiO3。隨著Ca2+的增加，表面帶正電并吸引$\mathrm{P}{\mathrm{O}}_{\mathrm{4}}^{\mathrm{3}-}$形成CaP微晶。隨著HA形核，CaP微晶不斷吸附SBF中的Ca2+和$\mathrm{P}{\mathrm{O}}_{\mathrm{4}}^{\mathrm{3}-}$并逐漸達到飽和，導致形成厚而均勻的HA層[39,40]。此外，微坑和納米顆粒的結合顯著增加了比表面積，這為HA提供了更多可能的形核位點。有研究[41]表明，過大的氧化物微晶對HA的沉積有負面影響，而金紅石TiO2會隨著IHT溫度的升高而增大，因此本工作中的800℃ IHT氧化得到的氧化物顆粒尺寸適于HA沉積。

根據EDS結果，Ti6Al4V合金經過SLA后，表面含有Ti、Al、V元素，而未見O等其他元素(圖4a2)，因為鈦合金表面自發形成的氧化層被酸蝕，O元素轉移到溶液中。經過IHT后，出現了O元素(圖4b2)，因為高溫使鈦合金表面重新氧化，生成了納米氧化物；此外，所含有毒元素Al的質量分數不超過5.5%，有毒元素V的質量分數不超過4.5%，濃度都符合安全標準[42]。微納米多級結構經過SBF浸泡14 d后表面含有大量Ca、P、O元素(圖4d2)，結合XRD結果，證明得到的多級結構具有較高的生物活性。

圖5給出了Ti6Al4V合金經過SLA + IHT后表面的三維形貌和粗糙度。Ti6Al4V合金經過噴砂后表面粗糙，表面高度差為70 μm左右(圖5a)，粗糙度為(3.25 ± 0.20) μm；再經過酸蝕后，高度差減小至約25 μm (圖5b)，粗糙度減小為(2.68 ± 0.27) μm；最后經過IHT后，表面高度差繼續減小至約15 μm (圖5c)，粗糙度進一步降低為(1.55 ± 0.09) μm。骨植入材料與生物體相互作用的第一階段是基于整聯蛋白受體與細胞外基質(extracellular matrixc，ECM)中配體相互識別和作用的細胞黏附[43]，而金屬植入體的表面形貌特征會對組織細胞在其上的黏附生長和黏附強度產生很大的影響，最主要的影響因素是微觀幾何尺寸和表面粗糙度[44]。有研究[45]表明噴砂等機械加工可以增加細胞的黏附性，但也有研究[46]得出相反結論。總之，細胞類型、表面粗糙度及具體的加工方法都會對細胞的黏附產生影響，但未給出具體的粗糙度閾值[47]。一般情況下適當提高粗糙度可以提高細胞接觸面積，提供更多附著位點，有利于細胞黏附。

潤濕性的影響因素有表面化學成分和表面微結構。圖6是Ti6Al4V合金經過SLA + IHT后表面的水滴形貌圖和接觸角。表面粗糙度增加的同時提高了親水表面的親水性和疏水表面的疏水性[48]。Ti6Al4V合金經過噴砂后表面呈親水性，酸洗后試樣表面粗糙度減小，表面親水性降低，表面接觸角由26.9° ± 5.5°增大到129.5° ± 1.9°，接觸角增大幅度極大，表面變得極不潤濕；經過IHT后，一方面粗糙度減小會降低疏水表面的疏水性，另一方面表面化學成分發生改變，表面生成氧化物，潤濕性提高，接觸角降低為104.7° ± 2.8°。

Ti6Al4V合金經噴砂 + (36%~38%)HCl及20%HCl∶30%H2SO4= 1∶1 (體積比)混合酸酸洗后，表面均形成了幾十微米大坑和幾微米微孔的復合結構，其中微孔內壁出現階梯狀結構；隨酸洗時間延長，微孔內壁階梯結構更加明顯；超聲可以加速酸蝕，超聲組相比對照組能產生更明顯的階梯狀結構。Ti6Al4V合金經噴砂 + (36%~38%)HCl超聲酸洗10 min + 800℃ IHT氧化后，表面保留了微米級復合結構的基礎上生成了納米氧化物，得到了微納米多級復合結構。SBF浸泡實驗表明制備的微納米多級結構具有較高的生物活性。