生物材料因其良好的综合力学性能及优异的生物相容性，现已广泛应用于骨科、口腔科、皮肤组织工程、心血管等领域［1］，在疾病的诊断治疗、创伤的替换修复或诱导再生等方面应用广泛［2］。生物材料在骨科疾病治疗中发挥重要作用，常见植入物材料包括生物陶瓷、不锈钢、钛、镁、钴合金、医用超高分子量聚乙烯材料等。
钛是一种重要的金属元素，密度为4.51g/cm3，接近人体硬组织，且其生物相容性、耐腐蚀性和抗疲劳性能优于不锈钢材料、钴合金材料等。钛合金是目前最佳的金属医用材料之一，在骨科领域有广泛应用。
然而，作为骨科常用植入物材料，钛及钛合金依然存在许多不足，比如：“应力遮挡”效应［3］，强度较低、表面耐磨性能较差，Ti-6Al-4V等传统钛合金中所含的铝、钒等元素对机体存在潜在危害［4］等，因此，仍需要开发高性能的生物医用钛合金来满足临床应用需求。本文从钛及钛合金力学性能、耐腐蚀耐磨性能、成骨性能、抗菌性能等方面阐述钛及钛合金最新研究进展，并对未来生物医用钛合金研究方向进行展望。
1、微观结构特点及发展阶段
自2０世纪以来，金属植入物已在医学领域广泛应用。作为体内临时或永久植入物，金属材料成为骨科手术中不可分割的组成部分。金属材料与其他非金属材料相比，具有许多优点：高拉伸强度、高韧性，较好的耐冲击性、延展性及成型加工性能，性能稳定等。因此，将金属材料作为植入物材料的趋势不会改变。
钛作为一种双相的同素异形体，在室温时，以密排六方（HCP）结构形式存在，称为α型；在883℃时，转变为β型体心立方（BCC）结构。钛合金的平衡和亚稳定状态分为5种合金类别：近α、α、α＋β、近β和β。
医用钛及钛合金发展可分为3个阶段：初始阶段以纯钛和Ti-6Al-4V合金为代表。纯钛具有α型结构，2０世纪4０年代，研究人员发现纯钛植入老鼠股骨后未引起不良反应，后进一步证实纯钛具有良好生物相容性。2０世纪6０年代，纯钛作为口腔植入物应用于临床，后作为外科植入物材料不断发展。但由于纯钛强度较低，耐磨损性能差，影响了其在较大承载力部位的应用。Ti-6Al-4V合金组织类型是α＋β型，起初应用于航空航天领域，在2０世纪7０年代被制成接骨板、髓内钉、关节置换物等材料用于外科创伤修复或关节替换。Ti-6Al-4V合金较纯钛强度更高，同时具有良好的加工性能，被广泛用于生物医用领域。但是，Ti-6Al-4V合金材料中所含的铝、钒元素被认为对生物具有危害性。研究显示，钒化物可影响各种三磷酸腺苷酶、蛋白激酶、核糖核酸酶和磷酸酯酶活性［5］，铝元素可导致骨软化病或引起贫血、神经紊乱等症状［6］，同时以铝盐形式造成器官损伤。植入钛合金发展的第2阶段以Ti-6Al-7Nb和Ti-5Al-2.5Ｆｅ为代表，组织类型为新型α＋β型合金。这类新型合金以铁、铌元素取代了有毒性的钒元素，弹性模量与纯钛和Ti-6Al-4V相近，强度也有所提高。1985年瑞士Ｓｕｌｚａｒ公司利用Ti-6Al-7Nb合金制造了髋关节假体股骨柄，在临床得以应用。而Ti-5Al-2.5Ｆｅ合金因冶金质量、加工性能欠佳等问题而在应用方面受到局限。第3阶段为不含铝、钒元素的低弹性模量新型β型钛合金材料，包括以Ti-13Nb-13Zr，Ti-12Ｍｏ-6Zr-2Ｆｅ和Ti-15Ｍｏ为代表的β型或近β型钛合金。它们具有强度高、生物相容性好、弹性模量更接近人体骨骼等优点。1994年，美国研制的Ti-13Nb-13Zr合金是最早被正式列入国际标准的近β型医用钛合金，随后又研制出亚稳态β型Ti-12Ｍｏ-6Zr-2Ｆｅ合金，在2０００年被Ｓｔｒｋｅｒ公司用作制备髋关节假体的股骨柄，并在临床中应用。除此之外，有多种新型β型钛合金材料用作制备人工牙齿根、螺钉、接骨板、植入棒等植入材料。目前临床仍以纯钛和Ti-6Al-4V合金为主流应用材料，但新型β型钛合金因具有更低的弹性模量和更好的生物相容性成为研究的热点，是最有应用前景的生物医用钛合金。
2、力学性能特点
钛合金作为常用的骨科植入物材料，与不锈钢材料和钴合金材料相比，弹性模量有所降低，但和骨骼相比仍较高。植入体内后仍存在“应力遮挡”效应，会引起骨密度降低并增加植入物植入失败风险。为满足骨科领域对植入物材料低弹性模量需求，研究人员进行大量研发工作，制备了具有优异综合性能的钛合金材料。
2.1低弹性模量钛合金
合金化处理是改善医用钛合金力学性能的主要方法，选择添加元素需要遵守的原则有：元素无毒性、不致敏性并且可改善合金的力学性能。近年来所研发的新型β钛合金主要有Ti-Nb系合金、Ti-Ｍｏ系合金、Ti-Zr系合金和Ti-Ｔａ系合金。与其他体系β钛合金相比，这些体系的β钛合金弹性模量更低，更接近于人骨的弹性模量。它们用生物相容性好，无毒的Nb，Ｍｏ，Zr，Ｔａ等元素取代了Al和Ｖ，更适合作为骨科植入物材料。已研制成功的部分医用钛合金有：Ti-13Nb-13Zr，Ti-2０Nb-０.5Ｒｕ，Ti-2０Nb-1.０Ｒｕ，Ti-24Nb-4Zr-8Ｓｎ，Ti-25Nb，Ti-25Nb-1Ｓｎ-2Ｃｒ，Ti-29Nb-2Ｍｏ-6Zr，Ti-3０Nb-32Zr，Ti-32Nb-2Ｓｎ，Ti-35Nb-7Zr-5Ｔａ，Ti-35Nb-2Ｔａ-3Zr，Ti-7Ｍｏ，Ti-15Zr-15Ｍｏ，Ti-15Zr-2０Ｍｏ，Ti-2０Zr-1０Ｍｏ，Ti-1０Ｆｅ-1０Ｔａ等。合金材料制备工艺及力学性能见表1 ［7-21］。
长期以来，Ti-Nb系合金由于高生物相容性、低弹性模量等特点使其作为骨科植入物候选材料而引起关注。Nb作为合金元素加入，可使Ti-Nb合金弹性模量降低。基于Ti-Nb系统，通过添加不同含量及不同种类的β相稳定元素，研制出三元、四元Ti-Nb合金。它们具有不同的弹性模量、抗拉强度等力学性能。虽然研究人员对Ｍｏ元素的生物相容性存在担忧［22］，但是Ｍｏ元素作为β相稳定剂，可制备出具有高拉伸强度和较低弹性模量的Ti-Ｍｏ合金。除此之外，添加了无毒元素Ｆｅ和Ｔａ的Ti-1０Ｆｅ-1０Ｔａ合金，由于Ｔａ元素的添加，合金材料同样显示出较低的弹性模量。
2.2多孔钛合金
制备具有优异综合力学性能的钛合金材料，除加入不同合金化元素外，还可通过制备多孔结构来达到这一目的。常用的制备多孔材料方法包括：发泡法、粉末冶金法、纤维烧结法、等离子喷涂法、凝胶注模成型法、激光打孔技术［23］、3Ｄ打印技术［24］等。制备多孔钛合金材料时，应在降低钛合金材料弹性模量同时保证其具有适宜的强度。目前，研究者研发出如Ti-6Al-4V多孔合金、Ti-3Ｃｕ多孔合金、Ti-Ａｇ／Ｔｉ径向梯度多孔复合材料、Ti-2Ｃｕ-4Ｃａ多孔合金、Ti-35Zr-28Nb多孔合金等，不难看出，此类材料显示出比合金化处理更低的弹性模量，见表2［25-32］。
除此之外，Ｇｕｏ等［33］通过放电等离子体烧结技术，将Ｔｉ和磷酸三钙（α-ＴＣＰ）混合粉末覆盖在Ｔｉ网孔上，制备了Ｔｉ／α-ＴＣＰ／Ｔｉ网状复合材料，实验结果显示Ｔｉ含量为7０％（质量分数，下同）的Ｔｉ／α-ＴＣＰ具有最佳的力学性能，7０Ｔｉ／α-ＴＣＰ／Ｔｉ网状复合材料的弹性模量为3０ＧＰａ，抗压强度为589ＭＰａ。α-ＴＣＰ作为一种促进新骨形成的添加剂，显示出良好的生物活性及生物相容性，使该复合材料作为植入物材料方面具有良好潜在应用价值。
临床中采用的固定骨折部位的接骨板常具有较高的弹性模量和较高强度，钛合金作为常用材料能够为骨折组织提供稳定力学支撑，防止损伤的再次发生。
从表1可看出人骨组织具有较低的弹性模量，传统钛合金因弹性模量远大于骨组织将会承担较多的载荷，骨组织将会长期处于较低的应力水平，骨折康复的后期，骨组织如得不到足够的力学刺激而导致骨质疏松，从而易再次发生骨折。从生物力学性能角度考虑，钛合金材料与人骨组织模量和强度越接近，“应力遮挡”效应越小，越有利于骨组织的修复和重建［34-37］。钛合金材料中，Ti-13Nb-13Zr，Ti-3０Nb-32Zr，Ti-35Nb-2Ｔａ-3Zr，Ti-35Nb-7Zr-5Ｔａ等材料具有低于6０ＧＰａ的弹性模量。多孔结构钛合金材料，如：多孔Ｔｉ、多孔Ti-6Al-4V、多孔Ti-3Ｃｕ、多孔Ti-2Ｃｕ-4Ｃａ、多孔Ti-35Zr-28Nb、径向梯度多孔Ti-Ａｇ／Ｔｉ等材料具有1.8～16.8ＧＰａ的弹性模量。图1中为通过3Ｄ打印技术制备多孔Ti-6Al-4V材料的数据重建图像。值得一提的是，3Ｄ打印技术制备多孔钛合金材料是目前研究的一个热点，通过3Ｄ打印技术可对多孔结构孔径和孔隙率进行精确控制，这些因素可使其弹性模量处于更低的水平。
3、耐腐蚀性能
钛合金表面通常会生成稳定、结合牢固的氧化膜，这是钛合金具有耐腐蚀性能的主要原因。由于植入体内环境复杂，体液中存在的氯离子及蛋白质等物质可对氧化膜造成腐蚀，引起溶解和剥离，从而影响钛合金耐腐蚀性。因此，提高钛合金的耐腐蚀性能，同时避免改变钛合金自身的力学性能，对其进行表面改性处理成为目前研究热点。
电泳沉积法是材料表面制备涂层的常用方法。根据沉积过程中悬浮胶液的组成和工作面所带电荷的不同可分为阳极电沉积和阴极电沉积，阴极电泳沉积可以制备出有优异耐腐蚀性能的涂层。Ｍａｈｌｏｏｊｉ等［38］通过在Ti-6Al-4V表面用电泳沉积法制备壳聚糖（ＣＳ）-生物活性玻璃（ＢＧ）复合涂层，以增强钛合金表面的耐腐蚀性能及生物活性。结果显示，与ＣＳ-０.5ｇ／ＬＢＧ和ＣＳ-1ｇ／ＬＢＧ涂层相比，ＣＳ-1.5ｇ／ＬＢＧ涂层显示出最高的腐蚀电位（＋（０.22±０.1）Ｖ）和最小的钝化电流密度（（2±０.32）×1０-7Ａ／cm2）。研究证实，该涂层可有效提高Ti-6Al-4V的耐腐蚀性。Ｓｉｎｇｈ等［39］利用电泳沉积法在Ti-13Nb-13Zr表面制备掺有羟基磷灰石（ＨＡ）、壳聚糖（ＣＳ）的氧化铁（Ｆｅ3Ｏ4）复合涂层。在添加不同质量分数（1％，3％和5％）Ｆｅ3Ｏ4的ＨＡ-Ｆｅ3Ｏ4-ＣＳ复合涂层中，ＨＡ-1Ｆｅ3Ｏ4-ＣＳ复合涂层显示出最好的耐腐蚀性能，具有最高的腐蚀电位（-3０9ｍＶ）和最低的腐蚀电流密度（０.０59×1０-6μA/cm2）。
此外，也有研究人员通过在ＮｉＴｉ合金表面利用电泳沉积法制备了氧化石墨烯／银（ＧＯ-Ａｇ）纳米复合涂层［4０］，该涂层相比裸露的ＮｉＴｉ合金表面及氧化石墨烯纳米涂层，显示出低的腐蚀电流密度（０.０2μA/cm2）以及较高的腐蚀电位（０.０8Ｖ），说明ＧＯ-Ａｇ纳米复合涂层相比裸露的ＮｉＴｉ合金表面具有更好的耐腐蚀性、更低的腐蚀速率和更高的保护效率。Ｃｈｅｌｌａｐａ等［41］利用同种方法制备ＳｉＯ2-ＺｎＯ复合涂层，相比于对照组Ti-6Al-4V表面，该复合涂层显示出优秀的耐腐蚀性能，其腐蚀电位达到3.673ｍＶ，腐蚀电流密度达到０.０51mA/cm2。
碳类材料制成的薄膜因其优秀的生物相容性、耐腐蚀性以及化学惰性而被广泛应用于生物医学领域［42-43］。Ｙａｎｇ等［44］先使用了微弧氧化（ＭＡＯ）技术在钛基底上制备了ＭＡＯ涂层结构，后在此基础上应用混合束磁控溅射技术、电磁过滤阴极电弧复合溅射技术、等离子体增强化学气相沉积技术分别制备了类金刚石碳薄膜（ＤＬＣ）、类石墨碳（ＧＬＣ）薄膜、厚类金刚石碳（ＰＥ-ＤＬＣ）薄膜。各材料的极化曲线如图2所示。
从图中可以看出，ＧＬＣ薄膜腐蚀电位达到-０.０18Ｖ，腐蚀电流密度为2.38×1０-9Ａ／ｃｍ2，与其他实验组相比，显示出最好的潜在耐腐蚀倾向。
除上述方法制备耐腐蚀涂层外，有研究通过化学气相沉积法、离子束沉积法、阳极氧化法等在钛合金表面制备不同成分的涂层或膜结构，这些涂层或膜结构显示出对基底材料耐腐蚀性能不同程度的改善，见表3［38-41，44-48］。从表中可以看出，最新研究中主要通过表面改性技术来抑制基底材料在溶液中的腐蚀速率，从而降低在植入生物体初期腐蚀过程过快发生，避免对基底材料造成机械应力的损失，进而能够更好地应用于生物环境。衡量耐腐蚀性能的有效指标有腐蚀电流密度和腐蚀电位，降低材料表面的腐蚀电流密度、提高腐蚀电位是制备耐腐蚀材料研究的关键。
4、成骨性能
医用钛合金材料表面与组织接触后，在分子和细胞水平上完成骨整合、骨生长。钛合金材料材质、表面构型均可对细胞的黏附、分化及生长产生影响。相关研究表明，可在钛合金表面进行功能化改性来促进成骨过程，可添加物质有无机材料、有机材料、药物等。还可通过改变钛合金表面构型促进成骨。
4.1无机材料
4.1.1镁
镁近年得到了广泛的关注和研究。镁离子可促进植入部位骨再生，并可在体内降解。研究表明镁离子可通过诱导成骨细胞增殖、分化，提高碱性磷酸酶活性及加速矿物质沉积促进骨形成，同时可抑制破骨细胞的分化和活性［49］。ＡｂｄAl-ｈａｙ等［5０］利用旋涂技术在碱处理后的钛表面上制备镁／聚氨酯涂层（Ｇ6）并通过细胞增殖和碱性磷酸酶活性测定实验证实：Ｇ6样品与单纯碱处理的样品（Ｇ2）和碱处理后涂覆聚氨酯的样品（Ｇ4）相比，5天后，Ｇ6样品的ＭＣ3Ｔ3-Ｅ1细胞光密度值（1.39０±０.００6）显著高于Ｇ2样品（1.０7０±０.０25）和Ｇ4样品（1.19０±０.００5）。说明Ｇ6样品ＭＣ3Ｔ3-Ｅ1细胞显著增加（Ｐ＜０.０5）。经8天和14天后Ｇ6样品碱性磷酸酶定量结果分别为（０.4００±０.００7）Ｕ／ｍｇ和（０.63０±０.００6）Ｕ／ｍｇ，该样品显示出最高的成骨活性（Ｐ＜０.０5）。以上结果证明涂层中释放的镁离子对ＭＣ3Ｔ3-Ｅ1细胞的增殖和分化具有积极促进作用。
4.1.2锶
锶离子可通过激活Ｗｎｔ／β-ｃａｔｅｎｉｎ和Ｒａｓ／ＭＡＰＫ信号通路促进间充质干细胞中ＥＲＫ1／2和ｐ38的磷酸化，上调成骨细胞标记基因（Ｒｕｎｘ2，ＢＭＰ-2，ＯＣＮ，ＯＰＮ等）表达，并提高碱性磷酸酶活性及细胞外基质矿化，进而促进间充质干细胞的成骨分化。
Ｚｈａｎｇ等［51］研究了掺入锶元素的仿生介孔涂层（ＭＰｓ-Ｓｒ）的成骨特性，通过高电流阳极氧化法制备二氧化钛介孔结构，并以不同的水热处理时间控制Ｓｒ的
负载量。在15０℃下加热2０，4０，9０ｍｉｎ后样品分别标记为ＭＰｓ-Ｓｒ2０，ＭＰｓ-Ｓｒ4０，ＭＰｓ-Ｓｒ9０。实验结果显示，负载Ｓｒ的介孔结构可促进ＭＣ3Ｔ3-Ｅ1细胞的附着和扩散。对各样品上ＭＣ3Ｔ3-Ｅ1细胞胶原蛋白分泌量和细胞外基质矿化进行定量分析，以光密度值表示。ＭＰｓ-4０Ｓｒ涂层显示出最高的成骨细胞Ⅰ型胶原蛋白分泌水平（7天：０.3０±０.０2；14天：０.7０±０.０4）和成骨细胞胞外基质矿化（7天：０.71±０.０6；14天：1.22±０.11），表明ＭＰｓ-Ｓｒ4０样品促进骨整合作用最强（Ｐ＜０.０5）。因此，推测锶有促进骨愈合及骨生长的可能。
4.1.3硅
硅元素可影响骨基质中胶原蛋白和细胞外基质蛋白的分泌，硅离子可诱导成骨细胞分化并促进成骨细胞分泌Ⅰ型胶原蛋白，并通过激活ＡＭＰＫ／ＥＲＫ2／3和ＰＩ3Ｋ／Ａｋｔ通路促进成骨及血管生成。
Ｗａｎｇ等［52］采用阳极氧化法在钛基底上制备二氧化钛纳米管结构，后基于不同的处理时间（2，5，8ｍｉｎ），采用电子束蒸发（ＥＢＥ）技术在二氧化钛纳米管圆盘上涂覆硅酸盐，制备了ＥＢＥ-2，ＥＢＥ-5，ＥＢＥ-83种样品，硅元素质量分数分别为０.81％，4.13％，5.93％。结果显示，7天后，与其他材料相比，ＭＣ3Ｔ3-Ｅ1细胞在ＥＢＥ-8样品表面具有最高的数量（Ｐ＜０.０5），光密度值为1.8０±０.13。ＥＢＥ-8样品与纯钛相比，成骨相关基因ｍＲＮＡ表达水平更高（Ｐ＜０.０1），以ＧＡＰＤＨ标准化后，AlＰ，Ｒｕｎｘ2，Ｃｏｌ-1，ＯＰＮ，ＯＣＮ在14天时表达量分别为：０.75±０.11，０.74±０.０6，1.０2±０.０4，1.2０±０.０9，1.56±０.15。该结果表明涂覆硅元素的二氧化钛纳米管结构具有刺
激ＭＣ3Ｔ3-Ｅ1细胞的成骨分化的能力，其中ＥＢＥ-8样品成骨活性最佳。
Ｌｉ等［53］通过电化学沉积方法在钛植入物表面覆盖ＳｉＣ-ＨＡ纳米颗粒。实验结果显示，相比于二氧化钛表面，ＳｉＣ-ＨＡ涂覆的二氧化钛表面可有效促进成骨细胞的黏附。ＳｉＣ-ＨＡ涂层材料使细胞外基质中钙离子的沉积量（（16.０±1.5）ｍｇ／ｄＬ）及骨钙素生成量（（61.7±3.1）ｎｇ／ｍＬ）相比二氧化钛表面（（11.０±1.4）ｍｇ／ｄＬ，（13.9±０.7）ｎｇ／ｍＬ）显著增加。骨髓间充质干细胞在ＳｉＣ-ＨＡ涂覆的二氧化钛表面接种后，碱性磷酸酶、骨形态发生蛋白和Ｒｕｎｘ2的ｍＲＮＡ表达水平（4.69±０.2０，4.69±０.2０，4.０9±０.19）比对照组（1.52±０.13，1.3０±０.14，1.82±０.13）显著升高。进行鼠类实验后，通过3Ｄ断层摄影技术，对21天和54天后相对骨体积／总体积（ＢＶ／ＴＶ）、骨小梁数（Ｔｂ.Ｎ）、骨小梁分离度（Ｔｂ.Ｓｐ）、骨小梁厚度（Ｔｂ.Ｔｈ）进行定量测定，分别为：（（36.０±1.8）％，（5０.7±2.7％）），（（3.18±０.15），（4.０7±０.2０）ｍｍ-1），（（193±1０），（118±6）μｍ），（（2０8±12），（287±16）μｍ），相比于对照组：（（13.０±０.8）％，（21.０±1.2）％），（（1.49±０.０9），（2.58±０.15）ｍｍ-1），（（416±24），（326±16）μｍ），（（2０9±11），（13０±7）μｍ）有明显变化。证明ＳｉＣ-ＨＡ涂层材料可有效促进骨整合。
4.2有机材料
骨形态发生蛋白作为重要的骨生长因子，在增强骨整合、诱导骨和软骨形成中具有重要作用。骨形态发生蛋白-2（ＢＭＰ-2）已被证明可以有效刺激成骨细胞分化，并促进骨愈合。Ｔａｏ等［54］利用ＢＭＰ-2的成骨特性，制备了ＴＮＴ-ＢＭＰ2-ＬＢＬｇ复合材料。先在二氧化钛纳米管上负载ＢＭＰ-2，再利用逐层组装技术在表面覆盖海藻酸二醛-硫酸庆大霉素／壳聚糖（ＡＤＡ-Ｇｅｎ／Ｃｈｉ）多层膜结构，见图3。实验结果表明，负载了ＢＭＰ-2和ＡＤＡ-Ｇｅｎ／Ｃｈｉ多层膜结构的二氧化钛纳米管有利于成骨细胞的铺展，成骨细胞相关基因ｍＲＮＡ表达水平较纯钛更高（Ｐ＜０.０1）。标准化后，ＴＮＴ-ＢＭＰ2-ＬＢＬｇ复合材料表面培养成骨细胞，Ｒｕｎｘ2，AlＰ，Ｃｏｌ-1，ＯＰＮ，ＯＣＮ在14天后表达量分别为：2.5０±０.13，2.5０±０.24，2.3０±０.22，2.6０±０.1０，2.87±０.2０。证明了ＴＮＴ-ＢＭＰ2-ＬＢＬｇ复合材料对成骨细胞分化有刺激作用。
ＬＬ-37是一种人体内具有抗菌能力的肽类，在宿主防御和损伤修复过程中发挥作用。近年来，ＬＬ-37促进骨再生的功能受到关注。Ｈｅ等［55］采用微弧氧化和水热处理两步法制备含有羟基磷灰石沉积的钛基底结构，并在钛基底上负载ＬＬ-37并包覆多巴胺。研究结果显示，被ＬＬ-37修饰的钛基底在体外有利于骨髓间充质干细胞的黏附、迁移及成骨分化。在骨缺损的大鼠模型中，用ＨＥ染色法和马松三色染色法对动物骨形成进行观察，并对新骨形成量进行定量分析。
4周后，植入了经ＬＬ-37修饰的钛基底材料的动物，新骨形成范围为（37.3±3.2）％和（35.2±2.０）％，与羟基磷灰石沉积钛基底材料（（26.4±2.０）％和（29.8±2.4）％）相比，有效促进新骨的形成（Ｐ＜０.０5）。
除了对促进骨整合、骨再生的蛋白或肽类进行研究外，探索抑制骨形成蛋白的抗体也是成骨性能研究的可行方向。骨硬化蛋白是一种骨形成的负调控因子，高水平的骨硬化蛋白表达可抑制骨形成，加速骨吸收，导致骨形成和骨吸收的失衡，骨硬化蛋白可通过Ｗｎｔ信号通路在成骨分化过程中发挥作用。Ｃｈｅｎ等［56］对骨硬化蛋白抗体进行了研究，研究人员先在钛基底上制备二氧化钛纳米管结构，用多巴胺将硬化蛋白抗体偶联到二氧化钛纳米管表面得到硬化蛋白抗体偶联的二氧化钛纳米管结构（ＴＮＴｓ-ｓｃｌ），后在其表面进行鼠类骨样细胞（ＭＬＯ-Ｙ4）培养。结果显示，ＴＮＴｓ-ｓｃｌ与ＭＬＯ-Ｙ4细胞有良好的生物相容性，同时可减少ＭＬＯ-Ｙ4细胞硬化蛋白的分泌量。硬化蛋白在Ｗｎｔ信号传导中起负性调节作用，硬化蛋白抗体使硬化蛋白分泌量降低，极大刺激了Ｗｎｔ信号传导，从而促进骨相关蛋白的表达及成骨细胞分化，进而促进骨形成和骨修复。
4.3药物
去铁胺（ＤＦＯ）在临床上常用于急性铁中毒和慢性铁蓄积引起的疾病，有证据表明［57-58］ＤＦＯ通过激活缺氧诱导因子-1α（ＨＩＦ-1α）信号通路促进成骨分化和血管生成反应。Ｒａｎ等［59］研究了二氧化钛纳米管上负载ＤＦＯ，然后通过逐层组装（ＬＢＬ）技术沉积壳聚糖（ＣＨＩ）和明胶（Ｇｅｌ）后，得到装载药物的ＴＮＴ-ＤＦＯ-ＬＢＬ多层结构。实验结果表明，ＴＮＴ-ＤＦＯ-ＬＢＬ多层结构可有效提高间充质干细胞的黏附、增殖以及成骨分化、血管分化，同时调节了人脐静脉内皮细胞生长。与Ｔｉ和ＴＮＴ两组相比较，ＴＮＴ-ＤＦＯ组和ＴＮＴ-ＤＦＯ-ＬＢＬ组ＨＩＦ-1α有更高的蛋白质表达水平（Ｐ＜０.０5）。ＴＮＴ-ＤＦＯ-ＬＢＬ组较其他组成骨相关基因及血管生成相关基因的表达水平也有提高（Ｐ＜０.０5）。
证明了ＤＦＯ通过激活ＨＩＦ-1α信号通路上调血管生成因子的表达，促进成骨分化相关基因的表达，进而促进间充质干细胞的成骨分化和血管生成。
阿仑膦酸盐（Alｎ）和雷洛昔芬（ＲAl）是治疗骨质疏松药物。Ｍｕ等［6０］将雷洛昔芬储存于二氧化钛纳米管中，通过旋涂逐层组装技术在二氧化钛纳米管表面覆盖阿仑膦酸盐接枝透明质酸多层膜结构，制备了ＴＮＴ／ＲAl／ＬＢＬ-Alｎ药物输送系统。实验结果显示ＴＮＴ／ＲAl／ＬＢＬ-Alｎ系统能显著提高成骨细胞的增殖分化，同时有效抑制破骨细胞的成熟和分化。在骨质疏松兔模型中，Ｍｉｃｒｏ-ＣＴ和组织学分析显示出ＴＮＴ／ＲAl／ＬＢＬ-Alｎ植入物比纯钛和二氧化钛纳米管有更好的成骨性能（Ｐ＜０.０1）。ＴＮＴ／ＲAl／ＬＢＬ-Alｎ植入物材料ＢＶ／ＴＶ和Ｔｂ.ＴＨ定量分析结果为：（26.3±2.2）％，（０.148±０.００7）ｍｍ。
4.4构型促进成骨
通过对钛合金进行的微米级和纳米级表面改性，可以促进植入物周围的成骨过程。有证据表明对钛金属表面进行纳米尺度修饰，可以增加蛋白质的吸附并刺激成骨细胞迁移，从而加快骨整合速度［61-62］。Ｓｈｉｎ等［63］在纯钛表面制备了高为12０ｎｍ凹坑中孔径为1０ｎｍ孔的纳米图案（ＥＮＦ），见图4。在该材料表面进行人骨髓间充质干细胞培养后发现，与对照组相比，ＥＮＦ表面可促进人骨髓间充质干细胞成骨分化（Ｐ＜０.０5）。14天后，通过光密度法对AlＰ和ＯＣＮ表达量进行定量测定，实验组相比对照组增加率为：（784±15）％，（1358±366）％，证实ＥＮＦ表面人骨髓间充质干细胞中AlＰ和ＯＣＮ的表达水平显著提高（Ｐ＜０.０5），ＥＮＦ表面可有效促进骨髓间充质干细胞成骨分化。
为研究经过表面改性的各样品成骨性能，Ｈｕａｎｇ等［64］使用水热法分别在浓度为1，5，1０ｍｏｌ／ＬＮａＯＨ溶液中制备了纳米结构表面，并命名为Ti-1，Ti-5和Ti-1０，Ｔｉ组作为对照组，表面平整，Ti-1表现出纳米线形态，Ti-5和Ti-1０表现出纳米花瓣状结构，见图5。实验结果显示，样品Ti-5最有利于ＭＧ63细胞的成骨分化。与纯钛相比，Ti-5显示高水平碱性磷酸酯酶活性（Ｐ＜０.０1）和成骨基因（AlＰ，Ｒｕｎｘ-2，ＯＰＧ）表达上调（Ｐ＜０.０5）。在1天、3天、7天AlＰ，Ｒｕｎｘ-2，ＯＰＧ的表达量分别为2.18±０.17，2.84±０.26，1.53±０.18；2.19±０.1０，1.5０±０.13，1.44±０.12；1.86±０.1０，1.65±０.０6，1.55±０.14。在兔股骨髁缺损模型中，12周后，Ti-5组骨再生水平（ＢＶ／ＴＶ：（18.０±０.8）％，Ｔｂ.Ｔｈ：（０.155±０.００6）ｍｍ）相比对照组显著升高（Ｐ＜０.０1）。
Ｌｉ等［65］则评估了人骨髓间充质干细胞在不同直径纳米管表面上的成骨分化能力，研究人员通过电化学阳极氧化方法在Ti-6Al-4VＥＬＩ合金表面上制备高度有序的纳米管结构。在2０Ｖ和4０Ｖ阳极氧化后，所制备纳米管直径约为39ｎｍ和83ｎｍ。通过观察人骨髓间充质干细胞在材料表面形态及黏附力、定量检测成骨分化相关蛋白（骨钙蛋白、骨桥蛋白）和矿化标记物表达情况。21天后，直径为39ｎｍ的纳米管骨钙蛋白、骨桥蛋白、二甲酚橙荧光强度定量值为1967０±233０，138０9±1446，13919±3154，表明其对人骨髓间充质干细胞促进成骨分化能力最强。
从以上研究成果中可以看出，医用钛合金材料促进骨整合、骨生长的最新研究进展中，主要通过在钛或钛合金表面制备功能涂层，而鲜有研究通过加入合金元素制备新型钛合金材料，可能原因：（1）利用具有潜在成骨性能的合金元素进行新型钛合金研发，由于元素互不熔混，如Ｔｉ和Ｍｇ元素［66］不能形成固溶体，导致性能不稳定，无法作为植入物材料得到应用；（2）添加具有潜在成骨性能的元素可能改变钛及钛合金材料原有力学性能指标，如加入Ｓｉ元素的Ti-Ｓｉ合金［67］弹性模量大幅升高，达到3０6.9ＧＰａ，不再适宜作为植入物材料；（3）材料表面制备具有成骨性能涂层，可研究范围广，不局限于利用无机元素，可加入更多的成骨物质，如有机物质、药物等；（4）材料表面制备涂层结构，方便控制促成骨物质的储存和释放速率，能更有效促进骨整合和骨生长。除此之外，具有潜在成骨性能纳米结构表面，也为该方向的研究提供了新的思路。
5、抗菌性能研究
植入物相关感染是植入失败的主要原因之一，制备有抗菌性能的钛合金材料，以减少细菌黏附及发挥有效杀菌性能是研究的关键。预防感染有多种策略，添加抗菌金属元素、抗生素、抗菌肽等对钛合金进行表面修饰，以及钛合金表面制备抗菌复合涂层、抗菌结构均可达到不同程度的抗菌效果。
5.1金属元素
此类抗菌剂为金属及其化合物，主要为Ａｇ，Ｃｕ，Ｚｎ元素，它们的抗菌性能依次减弱，不同元素的抗菌机制，见表4［68-73］。其中银作为抗菌剂已得到广泛研究。
5.1.1银
Ｓａｒｒａｆ等［74］通过物理气相沉积法和两步阳极氧化在Ti-6Al-4V合金上制备负载氧化银纳米颗粒的Ｔａ2Ｏ5纳米管结构，赋予其抗菌性能，并在其表面进行大肠杆菌培养。结果显示，负载氧化银纳米颗粒的Ｔａ2Ｏ5纳米管结构在2ｈ内即可完全杀死大肠杆菌，并且在细菌培养24ｈ后，仍无细菌生长。证明所制备材料具有良好抗菌性能。在该材料表面进行人成骨细胞培养1天、3天和7天后进行阿尔玛蓝测定。结果显示，负载氧化银纳米颗粒的Ｔａ2Ｏ5纳米管和Ｔａ2Ｏ5纳米管吸光度值分别为：（22.9±3.1）％，（42.０±3.8）％，（82.０±5.6）％和（2０.０±2.5）％，（38.1±3.3）％，（75.０±4.2）％。提示负载氧化银纳米颗粒的Ｔａ2Ｏ5纳米管和Ｔａ2Ｏ5纳米管吸光度值无统计学意义，证明氧化银纳米颗粒对细胞活性无显著影响。
Ｙｕａｎ等［75］在钛基底上制备载银纳米颗粒的二氧化钛纳米管阵列（ＴＮＴ-Ａｇ），再采用逐层自组装技术在二氧化钛纳米管上沉积壳聚糖和海藻酸双醛生物活性多层膜结构（ＴＮＴ-Ａｇ-ＬＢＬ），用以控制银离子的释放。细菌培养6ｈ后，用细菌计数法测定了ＴＮＴ-Ａｇ，ＴＮＴ-Ａｇ-ＬＢＬ对黏附细菌的抗菌率，两种材料对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的抗菌率分别为98％，93％和96％，87％，抗菌能力较ＴＮＴ显著提高。分别在ＴＮＴ和ＴＮＴ-Ａｇ-ＬＢＬ表面培养成骨细胞4天和7天，通过ＣＣＫ-8实验定量评估了成骨细胞的生存力。
结果显示，两种材料表面光密度值分别为０.66±０.０7，1.27±０.13和０.73±０.12，1.13±０.０9，两者之间没有统计学意义。说明ＴＮＴ-Ａｇ-ＬＢＬ释放的银离子对成骨细胞生长没有不良影响，具有良好的生物相容性。
除利用Ａｇ制备抗菌涂层外，通过优化工艺，制备具备长效抗菌效果的Ti-Ａｇ合金是研究的主要方向。
Ｌｅｉ等［76］采用放电等离子烧结技术制备了不同Ａｇ含量的Ti-Ａｇ烧结合金，Ａｇ含量为０％，1％，3％和5％的合金材料分别称为ｓ-Ｔｉ，Ti-1Ａｇ，Ti-3Ａｇ和Ti-5Ａｇ，后用氢氟酸和硝酸酸刻蚀合金材料得到ｓ-Ｔｉ（ＡＥ），Ti-1Ａｇ（ＡＥ），Ti-3Ａｇ（ＡＥ）和Ti-5Ａｇ（ＡＥ）。在材料表面进行金黄色葡萄球菌培养，利用平板计数法评价抗菌效果。结果显示，1天后，Ti-3Ａｇ（ＡＥ）和Ti-5Ａｇ（ＡＥ）合金材料抗菌率达到97.13％和99.1０％，酸刻蚀处理后的样品较处理前抗菌能力明显增强（Ｐ＜０.０1），并且在3０天后，Ti-3Ａｇ（ＡＥ）和Ti-5Ａｇ（ＡＥ）样品的抑菌率仍能保持在较高水平，分别为96.53％和99.０4％。由于酸蚀刻处理导致在合金材料表面上形成多孔和颗粒结构，根据Ｘ射线能谱分析结果，通过酸蚀刻产生的颗粒包含高浓度的Ａｇ，可能是使它们具有长期有效的抗菌活性的原因。不同材料表面进行ＭＣ3Ｔ3-Ｅ1细胞培养，进行细胞活力及细胞毒性评估，结果显示：3天和7天后，各Ti-Ａｇ（ＡＥ）材料表面的细胞活力与纯钛表面无统计学意义（Ｐ＞０.０5），证明该合金材料无细胞毒性。
5.1.2铜
Ｈｕａｎｇ等［77］通过在钛基底上用微弧氧化（ＭＡＯ）技术制备含铜陶瓷涂层，制备过程中添加ＣｕＳＯ4·5Ｈ2Ｏ，用０，０.2，2ｍｍｏｌ／ＬＣｕＳＯ4·5Ｈ2Ｏ处理的样品分别称为ＭＡＯ，Ｃｕ（Ｌ）-ＭＡＯ和Ｃｕ（Ｈ）-ＭＡＯ。实验结果显示，与Ｃｕ（Ｌ）-ＭＡＯ相比Ｃｕ（Ｈ）-ＭＡＯ表面可进一步极化巨噬细胞为Ｍ1表型［78］，这可能是由Ｃｕ（Ｈ）-ＭＡＯ表面释放了较高浓度铜离子所致。与ＭＡＯ和Ｃｕ（Ｌ）-ＭＡＯ两组相比，在Ｃｕ（Ｈ）-ＭＡＯ表
面培养的巨噬细胞对细菌的摄取和杀灭率（（86.5±4.8）％）均有提高（Ｐ＜０.０1）。在Ｃｕ（Ｈ）-ＭＡＯ／巨噬细胞条件培养基上培养的成骨样细胞胶原蛋白合成量（０.186±０.０7）和细胞外基质矿化量（1.419±０.０18）较ＭＡＯ样品组有显著的升高（Ｐ＜０.０1），表明Ｃｕ（Ｈ）-ＭＡＯ表面可有效提高巨噬细胞的杀菌能力，无细胞毒性且具有成骨作用。Ｈｕａｎｇ等［79］同样采用微弧氧化的方法，在钛基底上制备含铜的微／纳米形生物陶瓷（Ｃｕ-Ｈｉｅｒ-Ｔｉ）表面结构。结果表明，通过钙黄绿素-ＡＭ染色法和ＣＣＫ-8法评估材料表面巨噬细胞活力和增殖，与钛表面相比，巨噬细胞在Ｃｕ-Ｈｉｅｒ-Ｔｉ表面第1天的活力和增殖稍有增强（Ｐ＜０.０5）。在Ｃｕ-Ｈｉｅｒ-Ｔｉ表面生长的巨噬细胞其杀菌作用比钛表面的巨噬细胞杀菌作用更强（Ｐ＜０.０1），杀菌率达到了（72.０±5.3）％。上述结果提示将铜掺入生物材料可以赋予材料炎症调节特性，通过激活巨噬细胞，增强成骨作用和杀菌性能。
Ｗａｎｇ等［8０］通过电弧熔炼技术制备了含3％，5％和7％Ｃｕ的二元Ti-Ｃｕ合金，并设计不同的退火工艺，分别在74０，83０℃和91０℃下退火。在各材料表面进行金黄色葡萄球菌培养，24ｈ后，采用平板计数法进行细菌菌落计数。结果显示，以纯钛作为对照组，74０℃下退火的Ti-3Ｃｕ，Ti-5Ｃｕ和Ti-7Ｃｕ合金均显示出较好的抗菌效果，抗菌率达到95％以上。其他Ti-Ｃｕ样品的抗菌率也可达到9０％以上，表明Ti-Ｃｕ合金中Ｃｕ元素的添加可以有效起到杀菌作用，并可通过制备工艺对抗菌效果进行调节。
5.1.3锌
Ｄｅｎｇ等［81］在乙基纤维素辅助下通过溶胶凝胶和碱热处理组合技术构建了掺锌的纳米网状结构，将添加不同浓度（０，０.1，０.3ｍｏｌ／Ｌ和０.4ｍｏｌ／Ｌ）的ＺｎＣｌ2所制备的样品表示为Ti-Ｚｎ０，Ti-Ｚｎ０.1，Ti-Ｚｎ０.3和Ti-Ｚｎ０.4。使用分光光度计测量不同样本上4天和7天后成骨细胞的细胞活力。结果发现Ti-Ｚｎ０.3相比其他样品和纯钛具有更高的细胞活力（Ｐ＜０.０1），测量值分别为０.87±０.０9，1.2０±０.1０。将不同样品在ＰＢＳ溶液中浸泡不同的时间（０，1，4天和7天），金黄色葡萄球菌和大肠杆菌培养结果显示，与Ｔｉ，Ti-Ｚｎ０，Ti-Ｚｎ０.1相比，Ti-Ｚｎ０.3和Ti-Ｚｎ０.4具有更强的抗菌潜能。相比其他三组样品，Ti-Ｚｎ０.3和Ti-Ｚｎ０.4可分别保持4天（Ｐ＜０.０1）和7天（Ｐ＜０.０1）的抗菌性能，分光光度计下金黄色葡萄球菌和大肠杆菌测量值分别为：Ti-Ｚｎ０.3（4天：０.85±０.０6，０.86±０.０4），Ti-Ｚｎ０.4（7天：０.79±０.０8，０.85±０.０5）。
5.2抗生素
抗生素在处理细菌引起的感染中发挥重要作用，制备表面含有抗生素的钛合金材料，在预防以及治疗植入物相关感染具有独特优势。根据常见致病细菌种类，选用细菌敏感的抗生素可达到良好的抗菌效果，常选用的抗生素包括：万古霉素、庆大霉素、头孢他啶等。
Ｆａｔｈｉ等［82］通过电化学阳极氧化法在钛基底上制备二氧化钛纳米管结构，直径为11０～12０ｎｍ，长度为4０μｍ，在二氧化钛纳米管结构中加入万古霉素，再将丝素蛋白纳米纤维覆盖在二氧化钛纳米管的表面，用以控制万古霉素的释放。研究表明，含有万古霉素的纳米管可有效减少金黄色葡萄球菌的细菌黏附，通过调节丝素蛋白纳米纤维的尺寸（样品Ａ：（345.584±98.174）ｎｍ，样品Ｂ：（283.641±64.279）ｎｍ，样品Ｃ：（176.362±34.216）ｎｍ）调节万古霉素释放时间。样品Ｃ在24ｈ后对金黄色葡萄球菌的抑菌圈直径为11±2ｎｍ。样品Ｃ可以使万古霉素6ｈ爆发释放量由81％下降到29％，释放天数可至3０天以上，可达到更好的持续抗菌效果。Ｄａｖｉｄ等［83］制备了明胶-锶复合羟基磷灰石（ＨＧ）支架，将负载０.5％和1％万古霉素的壳聚糖-明胶聚电解质复合物与明胶-锶复合羟基磷灰石支架结合称为ＨＶ1和ＨＶ2，通过多巴胺处理将支架锚定在钛金属表面上。实验结果显示，ＨＶ1支架对耐甲氧西林金黄色葡萄球菌菌株的细菌生长能力有明显的抑制作用，抑制率达到85.47％。而ＨＶ2支架对耐甲氧西林金黄色葡萄球菌和甲氧西林敏感金黄色葡萄球菌菌株的抑制率分别为99.45％和98.22％。
说明ＨＶ2支架对耐甲氧西林金黄色葡萄球菌和甲氧西林敏感金黄色葡萄球菌均具有良好的抗菌效果。另通过测定不同支架上大鼠脂肪间充质干细胞的活力发现，ＨＶ2支架的细胞活力（（126.12±5０.9）％）明显高于ＨＶ1（（116.36±1.０6）％），ＨＧ（（97.59±14.86）％）和纯钛（（95.59±3.12）％）样品，说明万古霉素对细胞无毒性作用。
Ｌｉｕ等［84］在钛衬底上用阳极氧化方法制备了二氧化钛纳米管阵列，用以负载庆大霉素，后采用逐层自组装技术将壳聚糖／海藻酸钠多层膜覆盖在二氧化钛纳米管阵列上。实验结果显示，通过ＣＣＫ-8法测定纯钛、二氧化钛纳米管和装载了庆大霉素并用生物活性膜密封的二氧化钛纳米管的细菌生存力和细胞活力。
结果显示，与纯钛、二氧化钛纳米管相比，金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的细菌活力在与装载庆大霉素的多层膜二氧化钛纳米管表面接触后明显降低（Ｐ＜０.０1），光密度值为０.248±０.０62，０.319±０.０44。另外，通过ＬＩＶＥ／ＤＥＡＤ染色测定和ＣＬＳＭ图像证实实验所制备的复合材料具有抗菌活性。3种材料表面分别培
养成骨细胞，4天后，二氧化钛纳米管和装载庆大霉素的多层膜二氧化钛纳米管表面的成骨细胞活力比纯钛表面更高（Ｐ＜０.０5），光密度值分别为：０.66０±０.０71，０.638±０.０61，０.54０±０.０57。7天后三组之间成骨细胞活力没有统计学差异。
Ｌｅｅ等［85］将聚乙烯亚胺（ＰＥＩ）引入到聚多巴胺（ＰＤＡ）修饰的钛基底上，得到富含胺的材料表面，然后表面用头孢他啶（ＣＦＴ）进行修饰，得到Ti-ＰＤＡ-ＰＥＩ-ＣＦＴ结构。结果显示，体外细菌培养24ｈ后，Ti-ＰＤＡ-ＰＥＩ-ＣＦＴ材料表面铜绿假单胞菌和金黄色葡萄球菌细菌存活数量分别为18，（174±1０）ｍｍ-2，相比于纯钛表面细菌存活明显减少（Ｐ＜０.００1）。Ti-ＰＤＡ-ＰＥＩ-ＣＦＴ材料表面进行脂肪源干细胞培养1天、3天和7天后，细胞存活率（（1０7.6±1.1）％，（172.9±2.8）％，（294.０±15.6）％）相比于纯钛表面的细胞存活率（（1００±3.2）％，（136.7±1.1）％，（254±15.7）％）有显著的提高（Ｐ＜０.００1），说明该材料无细胞毒性。
5.3仿生结构
近几年来，利用纳米结构给予细菌足够的机械作用力以导致其死亡并阻止生物膜形成受到广泛关注，这种纳米结构是受到蝉翼、蜻蜓翼等昆虫翅膀上发现的纳米表面结构可有效杀死各种细菌的启发［86-87］，许多研究尝试使用不同的方法和材料来制备这种仿生材料。
ＳｊOｓｔｒOｍ 等［88］用热氧化方法在Ti-6Al-4V合金表面制备直径约2０ｎｍ的纳米钉结构。与对照组相比，ＬＩＶＥ／ＤＥＡＤ染色结果显示纳米钉表面上更多的大肠杆菌死亡，纳米钉表面细菌悬浮液培养发现细菌生存能力降低了4０％，证明纳米钉表面结构由于其尖锐的尖端或边缘，对大肠杆菌有杀菌作用，从而减少细菌定殖。Ｌｉｎｋｌａｔｅｒ等［89］在钛基底上通过离子蚀刻方法制备了微柱状阵列，经过不同的刻蚀时间处理，基底表面呈现出不同的结构，见图6。经过3０ｍｉｎ蚀刻的钛基底表面对铜绿假单胞菌具有最高抗菌效率，为（87.０±2.０）％，经过4０ｍｉｎ刻蚀的钛基底表面具有对金黄色葡萄球菌最高抗菌效率，为（72.5±13.０）％。实验结果提示，经过4０ｍｉｎ蚀刻的材料对革兰氏阳性菌和革兰氏阴性菌均有良好杀菌效果。
6、结束语
医用钛及钛合金由于其良好的性能作为骨科植入物材料发挥着重要的作用，但因具有较高弹性模量，以及在生物体内耐腐蚀、耐磨性较弱，作为植入物材料存在一定局限性。优化或改善钛及钛合金相关生物学性能，解决材料存在的问题，探索方向主要集中在以下4个方面：
（1）开发新型β钛合金，合理添加合金元素、优化合金元素组成，改善合金材料力学性能，降低其弹性模量，增强硬度和强度等指标。
（2）加强表面改性方向研究，提高医用钛合金材料生物活性，增强耐腐蚀性、耐磨性以适应体内复杂环境。
（3）制备具有复合性能的医用植入物材料，使其在临床中具有更加优秀的综合应用价值。
（4）开发低成本β钛合金植入物材料，使普通人群能够承受相关费用以得到广泛应用。
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基金项目：右江民族医学院附属医院高层次人才科研项目（Ｒ2０1963０1，Ｒ2０1963０6）
收稿日期：2０2０-０4-28；修订日期：2０2０-０6-18
通讯作者：王立强（198０-），男，副研究员，博士，研究方向：生物医用钛 合金和钛基复合材料的制备、加工和分析，联系地址：上海市闵行区东 川路8００号上海交通大学金属基复合材料国家重点实验室（2００24０）， Ｅ-ｍａｉｌ：ｗａｎｇ＿ｌｉｑｉａｎｇ＠ｓｊｔｕ.ｅｄｕ.ｃｎ；
唐毓金（1966-），男，教授，博士， 研究方向：股骨头缺血性坏死的阶梯性个体化治疗和基因分子水平研 究，脊柱相关疾病的基础及临床研究，骨肿瘤基础及临床研究，联系地 址：广西壮族自治区百色市中山二路18号右江民族医学院附属医院 （533０００），Ｅ-ｍａｉｌ：ｔａｎｇｙｕｊｉｎ1967＠163.ｃｏｍ
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