通過真空磁過濾高弧源沉積濺射技術, 制備純鈦TA2(純度99.999%)材料表面沉積金紅石結構的氧化鈦(Ti-O)薄膜, 能不降低基體材料本身機械力學性能, 改善鈦基植入器械表面性能, 獲得使用性能更佳的生物相容性材料, 為人工心臟瓣膜提供更能適應體內生理環境的植入材料。文中在人工機械心臟瓣膜表面制備Ti-O薄膜以獲得更佳的使用性能。薄膜制備過程首先使用Ar離子濺射清洗材料表面, 去除材料表面多余的雜質, 然后利用金屬離子源激發產生的Ti離子同射頻放電產生的氧離子, 在強磁場彎管的引導下, 加速撞擊在工作臺上施加一定負偏壓的樣件, 對TA2材料表面及Si(100)表面(參照樣)沉積Ti-O薄膜, 在真空室內一定氧分壓條件下, 得到成分、結構一定的Ti-O薄膜。通過X射線衍射實驗分析材料表面結構與成分, 確定在氧分壓為0.18 Pa時在材料表面獲得的金紅石型Ti-O薄膜晶體; 納米劃痕實驗檢測薄基結合力結果表明, 薄膜與基體結合力強; 水接觸角表征及血小板凝血實驗結果證實材料表面改性后的Ti-O薄膜具有更優的抗血小板黏附能力。通過這些評價說明改性后的金紅石類Ti-O薄膜材料, 薄膜與基底結合良好, 具有好的抗凝效果, 可供人工機械心臟瓣膜等植入器械材料選擇使用。
引用本文： 周豐, 崔園園, 武亮亮, 孫鴻, 黃楠. 新型人工機械心臟瓣膜材料表面制備氧化鈦薄膜. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(2): 430-433. doi: 10.7507/1001-5515.20150077 復制
引言
鈦和鈦合金因具有優良的機械性和化學穩定性，在工業領域大量應用；在生物材料領域，鈦類材料因具有優良的生物相容性，廣泛應用于心血管介入、人工關節制備等醫療器械[1]。但是，植入器械如心臟瓣膜、心血管支架手術后
會繼而發生與材料相關的血栓、發炎等問題，威脅到患者生命。對此，改善其材料表面，提高材料的生物相容性是當前對植入器材研究的重點。研究者普遍認為鈦及鈦合金表面形成的氧化物具有優良的生物相容性[2-4]，由此本實驗選用氧化鈦(titanium oxide, Ti-O)薄膜作為鈦及鈦合金表面的改性材料。
本文采用離子注入合成非化學計量比Ti-O薄膜的方法，制備金紅石晶體結構、N型半導體性的Ti-O薄膜材料以獲得性能更優異的可植入類材料。
1 實驗制備及研究方法
在純鈦TA2材料表面，應用激發鈦靶材金屬源產生鈦等離子體與射頻放電產生氧等離子體結合，在樣品表面(表面積為2 cm2)濺射成型薄膜，采用真空磁過濾電弧離子鍍[5]的方法制備高性能Ti-O薄膜。實驗過程首先將基底材料機械研磨拋光、超聲清洗后置于真空鍍膜室內，真空壓到9.8×10-4 Pa后，通入高純氬，濺射清洗樣件表面；清洗完成后抽空氬氣，通入高純氧，至氣壓達到0.18 Pa，利用射頻放電產生氧等離子體，引發Ti金屬源(主弧電流55 A)，以99.99%鈦離子通過磁過濾器引入真空室，在基體施加占空比70%電壓的500 V負偏壓，在純鈦樣件表面沉積10 min成型Ti-O薄膜。最后真空室內自然退火30 min, 保溫2 h取出。
2 實驗結果及表征分析
2.1 表面檢測
通過體視顯微鏡觀察樣品表面，外觀形貌呈草綠色(薄膜厚度不同，外觀顏色不同)，如圖 1所示。通過對照樣Si(100)底上檢測Ti-O薄膜厚度，使用臺階儀AMBIOS XP2，探針速度為0.05 mm/s，探針加載力5.0 N，行程長度0.5 mm, 表面粗糙度0.03μm，檢測結果，薄膜厚度為200 nm。
圖1
制備后觀察成膜表面
(a)自然條件觀察；(b)體視顯微鏡10倍放大觀察
Figure1. Surface-film appearance after preparation(a) observed in the natural condition; (b) 10 times observed under the stereomicroscope
2.2 測試薄膜結構
采用XRD(X-ray diffraction)衍射[6]測定硅片上Ti-O薄膜的晶體結構，掠射角0.5°，掃描范圍為20°~80°。通過Ti-O薄膜的XRD結構圖譜分析，氧氣壓強為0.18 Pa時，薄膜的衍射峰位置為金紅石型氧化鈦的特征峰，并沒有出現銳鈦礦的衍射峰。X射線衍射圖譜顯示制備的Ti-O薄膜為金紅石型氧化鈦礦的結構(見圖 2)。
圖2
樣本表面XRD圖譜
Figure2.
X-ray diffraction (XRD) pattern of the sample surface
2.3 親水性測試
水接觸角親水性測試，在溫度25℃，濕度45%條件下，用JY-82型接觸角測定儀，以15 mL雙蒸水測試樣品表面水接觸角。
測試評價制備工藝為500 V偏壓，70%占空比的Ti-O薄膜表面性能。圖 3示樣品中以TA2為基底的Ti-O薄膜表面水接觸角為47°，而未處理的TA2表面水接觸角為45°，除個體測試差異外，TA2基底表面Ti-O薄膜具有較好的自潔性，另外通過比較說明樣品在此工藝處理前后表面能變化不大。
圖3
靜態水接觸角測試薄膜親水性
Figure3.
Static state water contact angle of the Ti-O film surface
2.4 耐磨性測試
利用往復式摩擦磨損的方法對薄膜耐磨性進行評價，對磨副為φ6的SiC球，加載：0.49 N，相對滑動線速度：1.0 cm/s, 在磷酸緩沖液(phosphate buffer solution, PBS)溶液中往復磨損104次。
測試薄膜表面的摩擦性能，圖 4為Ti-O薄膜的摩擦力曲線及磨痕形貌，摩擦力為0.02 N，摩擦104轉后，在500倍光鏡下觀察薄膜形態完好，表面有少許磨痕。摩擦曲線表明摩擦系數較小，隨著磨損時間的增加逐漸并相對穩定，Ti-O薄膜在近似體溶液中能承受一定的體液流動帶來的摩擦磨損，并持續保持完好。
圖4
Ti-O表面摩擦力測試曲線(左)及磨損形貌(右)
Figure4.
Friction curve of the Ti-O film surface (left) and worn features (right)
為提高薄膜和機體之間的結合力，本文采用增高基底偏壓的方法使離子帶較高能量轟擊基材表面，一方面高能離子轟擊能清潔材料表面，去除掉雜質離子和表面附著力較差的分子或原子；另一方面促進了膜層材料成分間的表面擴散和化學反應，甚至可能產生注入效應，產生一個致密的過渡層。實驗結果表明，薄膜與基底之間的結合力大為增強。因此，升高基底偏壓利于提高薄膜的膜基結合力，但基底偏壓過高時，離子獲得更高的能量，轟擊表面產生過多缺陷，使薄膜產生的較大內應力，反而會降低了薄膜的膜基結合力。
測定薄基結合力方法采用納米劃痕儀檢測Ti-O薄膜與基體TA2之間結合力強度。在刻劃過程中施加于薄膜的載荷Fn，對應在刻劃過程中的摩擦力Ft。通過載荷壓頭劃過薄膜時摩擦力Ft的突變情況，可以知道薄膜開裂時的最小壓力也就是臨界載荷Lc。選用工藝偏壓脈沖為500 V時，薄膜臨界載荷Lc為40 mN，薄膜劃痕邊上薄膜完整，未見裂痕、翹起或脫落，薄膜的膜基結合力較好。
2.5 血液黏附性檢測
通過體外血小板黏附性實驗，測定材料表面的血液相容性。實驗過程將50 mL的抗凝血(3.8%枸櫞酸鈉加人體新鮮血液以1：9混合)離心20 min后，獲得血小板血漿溶液。然后將制備的試樣取出，浸泡于37℃血小板血漿溶液中，等待時間分別是10 min、1 h和3 h后取出做一系列處理并記錄。處理過程由生理鹽水漂洗，以2%~5%戊二醛固定液固定，乙醇系列脫水，乙酰異戊酯系列脫醇，臨界點干燥后表面噴金處理。用光學顯微鏡及掃描電子顯微鏡(scanning electronic microscopy, SEM)，在材料表面任取20個觀察點，以不同放大倍數觀察血小板的形態及聚集情況，分析材料表面血液相容性。
相同凝血實驗條件下，樣品浸泡于血小板血漿中，材料表面會黏附一定數量的血小板，通過SEM觀察血小板黏附及形態，由圖 5觀察比較可得，實驗制備的Ti-O薄膜表面的血小板黏附數量較少，聚集狀態不嚴重。而未加處理的純鈦材料表面在相同實驗條件下已有大量的血小板鋪展、堆集。實驗研究表明Ti-O薄膜具有較好的抗血小板凝聚的性能，相比純鈦表面及熱解碳表面具有更好的生物相容性[7]。通過一系列實驗表征可知此次實驗制備的Ti-O薄膜能抑制材料表面與血小板之間的黏附聚集，有效抑制凝血過程。
圖5
掃描電鏡觀察薄膜表面血小板凝聚實驗
Figure5.
Platelet aggregation test examined by the SEM
在靜態條件下，材料與血液之間發生的相互黏附，首先是血液中蛋白質與材料表面接觸而發生吸附變性[8]。在材料表面，血液中纖維蛋白原的吸附及構象變化將促使激活血液中的凝血因子和血小板，發生凝血反應形成血栓。纖維蛋白原的黏附變性是因其價帶中的電荷向材料表面方向轉移，將分解為纖維蛋白肽和纖維蛋白單體，單體間相互結合導致凝血。因此阻止纖維蛋白原的電荷向材料表面轉移是抑制纖維蛋白原變性的有效途徑。
對于Ti-O薄膜的抗凝血功能分析，研究證實Ti-O是N型半導體，禁帶寬度為3.2 eV[9]，另外研究發現纖維蛋白原也具有半導體特性，禁帶寬度為1.8 eV[10]，因此Ti-O薄膜禁帶區域可將纖維蛋白原的導帶和價帶包含在內。另一方面，因Ti-O薄膜具有N型半導體所具有的特性，費米能級高，電子更易溢出表面，使得纖維蛋白原中價帶電子不容易向材料方向轉移，降低了蛋白質發生分解的機率，由此Ti-O薄膜對蛋白的選擇性吸附是材料具有抗凝血性能的一個重要原因。
3 結論
本文采用真空磁控濺射技術，利用金屬離子源產生鈦離子和射頻放電產生的氧離子，在真空室中一定氧分壓條件下，樣件表面施加一定的負偏壓，對TA2鈦類金屬材料植入器械表濺射沉積，得到一定成分、結構的氧化鈦薄膜。
根據X射線衍射、納米劃痕、血小板黏附實驗等一系列性能表征，結果表明氧分壓在0.18 Pa下得到金紅石結構類氧化鈦薄膜與機體結合牢固；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、機械性能也同時得到改善提高。由此，選用此磁控濺射工藝技術用來改善鈦類金屬材料表面性能是一種實用可行的制備方法。
引言
鈦和鈦合金因具有優良的機械性和化學穩定性，在工業領域大量應用；在生物材料領域，鈦類材料因具有優良的生物相容性，廣泛應用于心血管介入、人工關節制備等醫療器械[1]。但是，植入器械如心臟瓣膜、心血管支架手術后
會繼而發生與材料相關的血栓、發炎等問題，威脅到患者生命。對此，改善其材料表面，提高材料的生物相容性是當前對植入器材研究的重點。研究者普遍認為鈦及鈦合金表面形成的氧化物具有優良的生物相容性[2-4]，由此本實驗選用氧化鈦(titanium oxide, Ti-O)薄膜作為鈦及鈦合金表面的改性材料。
本文采用離子注入合成非化學計量比Ti-O薄膜的方法，制備金紅石晶體結構、N型半導體性的Ti-O薄膜材料以獲得性能更優異的可植入類材料。
1 實驗制備及研究方法
在純鈦TA2材料表面，應用激發鈦靶材金屬源產生鈦等離子體與射頻放電產生氧等離子體結合，在樣品表面(表面積為2 cm2)濺射成型薄膜，采用真空磁過濾電弧離子鍍[5]的方法制備高性能Ti-O薄膜。實驗過程首先將基底材料機械研磨拋光、超聲清洗后置于真空鍍膜室內，真空壓到9.8×10-4 Pa后，通入高純氬，濺射清洗樣件表面；清洗完成后抽空氬氣，通入高純氧，至氣壓達到0.18 Pa，利用射頻放電產生氧等離子體，引發Ti金屬源(主弧電流55 A)，以99.99%鈦離子通過磁過濾器引入真空室，在基體施加占空比70%電壓的500 V負偏壓，在純鈦樣件表面沉積10 min成型Ti-O薄膜。最后真空室內自然退火30 min, 保溫2 h取出。
2 實驗結果及表征分析
2.1 表面檢測
通過體視顯微鏡觀察樣品表面，外觀形貌呈草綠色(薄膜厚度不同，外觀顏色不同)，如圖 1所示。通過對照樣Si(100)底上檢測Ti-O薄膜厚度，使用臺階儀AMBIOS XP2，探針速度為0.05 mm/s，探針加載力5.0 N，行程長度0.5 mm, 表面粗糙度0.03μm，檢測結果，薄膜厚度為200 nm。
圖1
制備后觀察成膜表面
(a)自然條件觀察；(b)體視顯微鏡10倍放大觀察
Figure1. Surface-film appearance after preparation(a) observed in the natural condition; (b) 10 times observed under the stereomicroscope
2.2 測試薄膜結構
采用XRD(X-ray diffraction)衍射[6]測定硅片上Ti-O薄膜的晶體結構，掠射角0.5°，掃描范圍為20°~80°。通過Ti-O薄膜的XRD結構圖譜分析，氧氣壓強為0.18 Pa時，薄膜的衍射峰位置為金紅石型氧化鈦的特征峰，并沒有出現銳鈦礦的衍射峰。X射線衍射圖譜顯示制備的Ti-O薄膜為金紅石型氧化鈦礦的結構(見圖 2)。
圖2
樣本表面XRD圖譜
Figure2.
X-ray diffraction (XRD) pattern of the sample surface
2.3 親水性測試
水接觸角親水性測試，在溫度25℃，濕度45%條件下，用JY-82型接觸角測定儀，以15 mL雙蒸水測試樣品表面水接觸角。
測試評價制備工藝為500 V偏壓，70%占空比的Ti-O薄膜表面性能。圖 3示樣品中以TA2為基底的Ti-O薄膜表面水接觸角為47°，而未處理的TA2表面水接觸角為45°，除個體測試差異外，TA2基底表面Ti-O薄膜具有較好的自潔性，另外通過比較說明樣品在此工藝處理前后表面能變化不大。
圖3
靜態水接觸角測試薄膜親水性
Figure3.
Static state water contact angle of the Ti-O film surface
2.4 耐磨性測試
利用往復式摩擦磨損的方法對薄膜耐磨性進行評價，對磨副為φ6的SiC球，加載：0.49 N，相對滑動線速度：1.0 cm/s, 在磷酸緩沖液(phosphate buffer solution, PBS)溶液中往復磨損104次。
測試薄膜表面的摩擦性能，圖 4為Ti-O薄膜的摩擦力曲線及磨痕形貌，摩擦力為0.02 N，摩擦104轉后，在500倍光鏡下觀察薄膜形態完好，表面有少許磨痕。摩擦曲線表明摩擦系數較小，隨著磨損時間的增加逐漸并相對穩定，Ti-O薄膜在近似體溶液中能承受一定的體液流動帶來的摩擦磨損，并持續保持完好。
圖4
Ti-O表面摩擦力測試曲線(左)及磨損形貌(右)
Figure4.
Friction curve of the Ti-O film surface (left) and worn features (right)
為提高薄膜和機體之間的結合力，本文采用增高基底偏壓的方法使離子帶較高能量轟擊基材表面，一方面高能離子轟擊能清潔材料表面，去除掉雜質離子和表面附著力較差的分子或原子；另一方面促進了膜層材料成分間的表面擴散和化學反應，甚至可能產生注入效應，產生一個致密的過渡層。實驗結果表明，薄膜與基底之間的結合力大為增強。因此，升高基底偏壓利于提高薄膜的膜基結合力，但基底偏壓過高時，離子獲得更高的能量，轟擊表面產生過多缺陷，使薄膜產生的較大內應力，反而會降低了薄膜的膜基結合力。
測定薄基結合力方法采用納米劃痕儀檢測Ti-O薄膜與基體TA2之間結合力強度。在刻劃過程中施加于薄膜的載荷Fn，對應在刻劃過程中的摩擦力Ft。通過載荷壓頭劃過薄膜時摩擦力Ft的突變情況，可以知道薄膜開裂時的最小壓力也就是臨界載荷Lc。選用工藝偏壓脈沖為500 V時，薄膜臨界載荷Lc為40 mN，薄膜劃痕邊上薄膜完整，未見裂痕、翹起或脫落，薄膜的膜基結合力較好。
2.5 血液黏附性檢測
通過體外血小板黏附性實驗，測定材料表面的血液相容性。實驗過程將50 mL的抗凝血(3.8%枸櫞酸鈉加人體新鮮血液以1：9混合)離心20 min后，獲得血小板血漿溶液。然后將制備的試樣取出，浸泡于37℃血小板血漿溶液中，等待時間分別是10 min、1 h和3 h后取出做一系列處理并記錄。處理過程由生理鹽水漂洗，以2%~5%戊二醛固定液固定，乙醇系列脫水，乙酰異戊酯系列脫醇，臨界點干燥后表面噴金處理。用光學顯微鏡及掃描電子顯微鏡(scanning electronic microscopy, SEM)，在材料表面任取20個觀察點，以不同放大倍數觀察血小板的形態及聚集情況，分析材料表面血液相容性。
相同凝血實驗條件下，樣品浸泡于血小板血漿中，材料表面會黏附一定數量的血小板，通過SEM觀察血小板黏附及形態，由圖 5觀察比較可得，實驗制備的Ti-O薄膜表面的血小板黏附數量較少，聚集狀態不嚴重。而未加處理的純鈦材料表面在相同實驗條件下已有大量的血小板鋪展、堆集。實驗研究表明Ti-O薄膜具有較好的抗血小板凝聚的性能，相比純鈦表面及熱解碳表面具有更好的生物相容性[7]。通過一系列實驗表征可知此次實驗制備的Ti-O薄膜能抑制材料表面與血小板之間的黏附聚集，有效抑制凝血過程。
圖5
掃描電鏡觀察薄膜表面血小板凝聚實驗
Figure5.
Platelet aggregation test examined by the SEM
在靜態條件下，材料與血液之間發生的相互黏附，首先是血液中蛋白質與材料表面接觸而發生吸附變性[8]。在材料表面，血液中纖維蛋白原的吸附及構象變化將促使激活血液中的凝血因子和血小板，發生凝血反應形成血栓。纖維蛋白原的黏附變性是因其價帶中的電荷向材料表面方向轉移，將分解為纖維蛋白肽和纖維蛋白單體，單體間相互結合導致凝血。因此阻止纖維蛋白原的電荷向材料表面轉移是抑制纖維蛋白原變性的有效途徑。
對于Ti-O薄膜的抗凝血功能分析，研究證實Ti-O是N型半導體，禁帶寬度為3.2 eV[9]，另外研究發現纖維蛋白原也具有半導體特性，禁帶寬度為1.8 eV[10]，因此Ti-O薄膜禁帶區域可將纖維蛋白原的導帶和價帶包含在內。另一方面，因Ti-O薄膜具有N型半導體所具有的特性，費米能級高，電子更易溢出表面，使得纖維蛋白原中價帶電子不容易向材料方向轉移，降低了蛋白質發生分解的機率，由此Ti-O薄膜對蛋白的選擇性吸附是材料具有抗凝血性能的一個重要原因。
3 結論
本文采用真空磁控濺射技術，利用金屬離子源產生鈦離子和射頻放電產生的氧離子，在真空室中一定氧分壓條件下，樣件表面施加一定的負偏壓，對TA2鈦類金屬材料植入器械表濺射沉積，得到一定成分、結構的氧化鈦薄膜。
根據X射線衍射、納米劃痕、血小板黏附實驗等一系列性能表征，結果表明氧分壓在0.18 Pa下得到金紅石結構類氧化鈦薄膜與機體結合牢固；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、機械性能也同時得到改善提高。由此，選用此磁控濺射工藝技術用來改善鈦類金屬材料表面性能是一種實用可行的制備方法。
