医用金属材料抗菌表面制造*

杜策之，王成勇

（广东工业大学机电工程学院，广州 510006）

0 引言

研究显示，约10%的住院患者会在临床治疗过程中出现感染症状。在欧洲每年有3～4万人死于临床感染。美国疾控中心专家表示，在临床感染中超过60%的病例与细菌生物膜有关。导致临床感染的主要原因之一是医疗器械表面细菌污染。医疗环境中的细菌可在器械表面附着后形成生物膜。常用的高压蒸汽、紫外线和化学药剂等外部灭菌方式难以对医疗器械表面的生物膜进行彻底清除，从而导致治疗过程中患者细菌感染风险增大。尤其是对植入体来说，其本身的异体性及植入手术操作过程的高风险因素大大增加了临床感染的发生率。具备抗菌特性的医疗器械能降低器械表面细菌粘附的概率，对器械表面粘附的细菌进行高效消杀，有效减小临床感染风险。拥有高效抗菌表面的医疗器械对提升医疗质量有着重要的作用。因此，提升医用材料，尤其是医用金属材料表面的抗菌性是当前生物医用材料领域的研究热点。本文从材料表面抗菌机制出发，列举了当前医用金属材料抗菌表面的主要制造方法，总结了各类制造方法实现医用金属表面抗菌的途径，指出了当前医用金属材料抗菌表面加工研究中存在的不足，并对医用金属抗菌表面制造的未来进行了展望。

1 材料表面抗菌机制

从抗菌机制看（图1），当前材料表面抗菌形式可分为结构抗菌、成分抗菌和复合抗菌。结构抗菌多利用表面微结构实现细菌粘附率的降低。表面微结构可降低细菌与材料表面的接触面积，进而降低细胞膜于材料之间的作用力。小于细菌尺度的微结构被证明对表面细菌粘附有较强的抑制作用。而拥有较大尺寸的超疏水结构表面同样对细菌粘附有较强的抵抗性。

图1 医用金属表面抗菌机制

成分抗菌主要利用细菌细胞膜及DNA与特定化学元素/官能团反应实现表面抗菌。利用抗菌性较强的Ag、Cu等金属元素、活性氧和有机官能团对粘附在材料表面的细菌细胞的蛋白结构和DNA结构进行破坏，从分子层面实现对细菌细胞的分解。

复合抗菌是将结构抗菌和成分抗菌相结合，在实现降低材料表面细菌粘附率的同时对粘附细菌细胞体进行杀灭，从而大幅提升表面抗菌效能。

2 抗菌表面制造

2.1 激光加工

医用金属表面激光加工主要是利用微结构实现材料表面的结构抗菌。而抗菌结构的激光加工中又以脉冲激光为主。R K Gupta等[1]利用纳秒激光对304不锈钢表面进行辐照，提升了304不锈钢表面的抗细菌粘附性能。V Vishwakarma等[2]利用纳秒激光对钛合金表面实现了Cu-Ni 合金的沉积，并实现了Cu、Ni在钛合金表面多层交替叠加，使钛合金表面抗细菌成膜性能有效提升。H R Fatema等[3]利用皮秒激光在不锈钢表面制备了纳米级亚微米级和纳米-微米复合结构，并通过研究证实了纳米-微米复合结构具备最佳的抗细菌粘附特性。P Alexander 等[4]利用皮秒激光对不锈钢表面进行纳米线阵列和孔阵列进行加工，研究发现纳米线阵列和孔阵列可有效降低不锈钢表面大肠杆菌的粘附。C Alexandre 等[5]利用飞秒激光在钛合金表面制造出周期性纳米线阵列和纳米凸起阵列结构，并通过研究证实两种纳米结构能显著降低钛合金表面金黄色葡萄球菌的粘附。A A Nastulyavichus等[6]利用飞秒激光在不锈钢表面加工出纳米条状阵列结构和织网状结构。研究发现两种纳米结构均可降低不锈钢表面金黄色葡萄球菌的粘附，但纳米织网结构的抗细菌粘附性能优于纳米条状阵列结构。Du 等[7]采用飞秒激光对锆基非晶合金表面进行了纳米颗粒结构和周期性阵列结构两种不同类型纳米结构诱导。研究结果表明，飞秒激光在非晶合金表面通过单次辐照即可诱导出具备抗菌功能的微结构，且保持材料表面的非晶态。同时，激光诱导的周期性阵列结构具备更好的抗细菌粘附性能，如图2 所示。

图2 锆基非晶合金飞秒激光加工微结构表面抗菌特性

2.2 化学处理

医用金属表面化学处理研究在表面结构抗菌、成分抗菌和复合抗菌的应用上均有涉及。F Variola等[8]通过表面氧化处理的方式在钛合金表面制备了具备抗菌性能的微纳结构，显著降低了钛合金表面的细菌粘附率。I Merve[9]通过阳极氧化处理在钛合金表面制备了纳米孔隙微结构。结构在具备良好生物相容性的同时对金黄色葡萄球菌有显著的抑制作用。在医用金属抗菌表面化学处理研究方面，Z M Lei 等[10]采用放电等离子烧结和酸蚀处理工艺在纯钛制作了不同Ag 含量的Ag-Ti合金，研究证实经酸蚀刻处理后Ti-Ag样品的抗菌比例明显增加。同时，纯钛(cp-Ti)和Ti-Ag(AE)样品表面的细胞增殖、细胞形态和成骨细胞分化无明显差异，生物相容性未产生显著改变。丁新更等[11]利用溶胶-凝胶方法在乙烯基三甲氧基硅烷偶联剂中加入银离子，得到含银有机硅烷水解溶液。通过硅烷在不锈钢表面水解制备了抗菌、耐蚀的抗菌膜层，将不锈钢表面的抗菌性能提升到到99.9%以上。H C Qian等[12]在室外环境下依次利用多巴胺、AgNO3及全氟癸硫醇(PFDT)对不锈钢表面进行处理，实现了不锈钢表面结构-成分复合抗菌层的制造。V M Villapún等[13]通过在空气中对Cu基非晶合金复合材料进行加热氧化，利用Cu氧化物提升了Cu基非晶合金复合材料表面的抗菌性，如图3所示。

图3 Cu基非晶合金在氧化处理后表面抗菌性

2.3 气相沉积

气相沉积技术主要通过在医用金属表面增加具有抗菌性能的Ag元素来提升材料的成分抗菌性能。在医用金属表面抗菌涂层制造方面，G Y Lan等[14]研究表明，采用物理气相沉积（PVD）制备的含Ag及其氧化物的涂层对钛合金、不锈钢等医用金属表面抗菌性具有显著的改善作用。J Osés等[15]采用PVD方式对316L不锈钢表面进行Ag涂层的制备，极大提升了不锈钢表面的抗菌性能。E.Andrea 等[16]在钛合金表面使用PVD 技术制备了Ti-Ag 涂层。研究结果显示在Ag 含量为3%～9%的情况下材料表面细胞毒性均未出现显著改变，而抗菌性增强。H L Chih等[17]利用PVD方式在钛合金表面制备了非晶态的ZrCN/a-C 涂层，使得钛合金表面生物相容性改变不大的情况下抗菌性大大提升且。H Y Zhou等[18]利用CVD技术在316L不锈钢表面制备了非晶态的a-C:H 层，研究结果显示非晶态a-C:H 层有较强的抗大肠杆菌粘附特性。M Jitti 等[19]采用化学气相沉积（CVD）的方式在304不锈钢表面制备了TiO2-Ag薄层，对比制备了TiO2的表面，在TiO2-Ag 薄层中Ag 含量小于1%的情况下抗菌性出现了较大幅度提升。

2.4 增材制造

抗菌表面增材制造主要通过在医用金属表面加入抗菌元素来实现材料表面成分抗菌。以选择性激光熔化（SLM）为主。S Guo 等[20]将钛合金（Ti6Al4V）粉末与Cu 粉末混合后利用选择性激光融化技术实现了Ti6Al4V-xCu 合金的制备。相对Ti6Al4V合金来说，Ti6Al4V-xCu合金对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的生长起到了显著的抑制作用，同时表面细胞毒性变化不大。Q Wang等[21]将316L粉末于Cu粉末混合，采用SLM方式制备了含Cu 的不锈钢，显著提升了不锈钢表面的抗菌性。M Andrew 等[22]利用SLM 技术实现钛合金表面Ag 和Cu 元素的添加。研究表明Ag元素的加入对钛合金表面结构及强度没有显著影响，但增强了其表面的延展性。同时，Ag元素也使得钛合金表面具备了更好的抗菌性。G M Li 等[23]利用SLM技术将Cu 粉末加入Ti-6Al-4V 中制备了Ti-6Al-4V-5Cu 合金。其表面生物特性研究结果表明，Ti-6Al-4V-5Cu 合金对金黄色葡萄球菌抑制率达到了57%。R S Chen等[24]利用SLM技术在316L不锈钢表面植入了Ag元素，从而让不锈钢表面对大肠杆菌的抑制率提升到90%以上。

2.5 复合加工

医用金属表面的复合加工技术多以提升材料表面成分抗菌或复合抗菌为目标进行。在抗菌表面复合加工方面，Y K Ca 等[25]将纳秒激光与AgNO3化学处理相结合，在激光辐照过程中对激光辐照区域喷洒超声雾化的AgNO3溶液。利用AgNO3在高温下产生分解，在激光加工区域形成了Ag颗粒沉淀和表面微结构的同步制造，进而提升了316L医用不锈钢表面的复合抗菌性。Y Dong 等[26]结合等离子体表面合金化技术和低温等离子体渗氮技术，在强化了不锈钢表面抗磨损性的同时提升了表面的抗菌性。李健等[27]利用真空蒸镀法对钛合金表面分别进行Cu 和Ag 元素沉积，并使用超快激光实现Cu 元素、Ag元素与钛合金表面合金化。研究结果表明，合金化元素层的耐蚀性能得到提高。在对细菌的抑菌实验中，Cu和Ag注入的钛合金都具备良好的抑菌性。但Cu注入的钛合金对大肠杆菌的抑制性能较弱。J Vaithilingam 等[28]通过SLM 技术制备了Ti6Al4V合金，并将环丙沙星封装于基于膦酸的自组装单层膜后修饰在SLM加工表面颗粒结构上，实现了Ti6Al4V合金SLM制造表面的载药，极大提升了Ti6Al4V合金的抗菌性能。Y H Zheng 等[29]利用过氧化氢在钛合金表面制备纳米结构，并采用离子注入技术将Ag 离子植入纳米结构中。研究发现有Ag注入的纳米结构表面对变形链球菌、牙龈卟啉单胞菌和白色念珠菌具有较好的抗粘附性和生长抑制性，且生物相容性较好。

3 制造方法、抗菌机制及材料分类

当前医用金属材料抗菌表面的主要制造方式可分为激光加工、化学处理、气相沉积、增材制造和复合加工5大类。激光加工主要致力于物理高效抗菌表面构建。气相沉积和增材制造主要以提升材料的成分抗菌特性为主。化学处理和复合加工则多以结构-成分复合抗菌层构建为目标。对当前不锈钢，钛合金/纯钛和非晶合金抗菌表面主要制造方法、抗菌机制及其主要抗细菌类型进行了归类，如表1所示。当前对于传统医用金属材料抗菌表面制造的研究覆盖较广，材料表面对常见细菌抑制特性的研究均有涉及。而非晶合金抗菌表面制造的研究不多，其加工表面抗菌性研究仅限于大肠杆菌和金黄色葡萄球菌这两种细菌。

虽然传统医用金属在生物医疗上应用广泛，但其晶体材料固有特性导致的力学、化学及生物学性能的不足难以全方位的改善。尤其是在临床医疗器械方面，传统的钛合金植入体，不锈钢手术器械均存在较多的短板。大量的研究表明，非晶合金相在力学、化学和生物学性能上对传统医用金属有着显著的优势，在生物医学领域有着广泛的应用前景[30]。目前对于非晶合金抗菌研究多集中于改进材料配方，通过加入Ag等元素提升抗菌性。但是Ag含量较多会对非晶合金的成型性能产生影响。而现有非晶合金表面处理的研究对非晶材料本质把握不够透彻，容易在处理过程中导致材料表面晶化程度更严重的情况，制约着非晶合金的进一步应用。同时，在复合抗菌表面构建上，现有研究多将Ag、Cu等元素通过加工修饰于医用金属表面来提升复合抗菌性能，对于如纳米单晶金刚石这类具备高效抗菌特性的新型纳米材料[31]与医用金属表面微结构结合，实现复合抗菌的研究较为少见。

表1 医用金属抗菌表面主要制造方法、抗菌机制及其主要抗细菌类型

4 结束语

当前在医用金属材料表面使用的结构抗菌、成分抗菌和复合抗菌方法均可实现较强的抗菌性能，但是具备结构-成分复合抗菌的表面具有多重抗菌机制，更有利于减少器械表面细菌污染的风险。同时，当前对于非晶合金这类具备广泛医用潜力的材料抗菌表面制造的研究较少，主要在激光加工和化学处理加工两个方向有探索，缺乏对不同体系非晶合金实现表面抗菌特性的探索，不利于对医疗器械领域的革新。因此，本文认为未来在医用金属抗菌表面制造的研究方面应当着重关注以下3个部分。

（1）在复合抗菌表面构建方面，将诸如纳米金刚石等新型高效抗菌材料与结构抗菌表面相结合，进一步提升实现医用金属表面的抗菌性。同时，寻找合适的表面处理工艺，使新型纳米抗菌材料能在医用金属抗菌微结构表面稳定的附着，保证构建的复合抗菌表面能够长效抗菌。

（2）针对非晶合金这类新型医用金属表面抗菌制造方面，首先从加工过程中材料去除特性出发，确保控制加工温度，避免材料晶化现象的产生，从而保持材料非晶态。在获得表面抗菌特性的同时不降低材料自身的生物医用性能。再者从加工方式出发，开发新型加工方法，尤其是注重多种加工方式的结合。针对现有抗菌表面主要加工方法存在的不足，如激光加工对激光光束质量要求较高、化学处理对温度和配方工艺控制较严格的问题，采用复合加工方式，结合以构建表面复合抗菌层为目标的导向，实现新型医用材料抗菌表面高效低成本的制造。

（3）针对医疗器械抗菌表面应用扩展方面，可制造具备不仅限于抗菌的功能性表面。通过表面微结构与表面化学基团配合，使得材料表面具备抗菌性的同时还具备特定药物输送和释放功能，最终获得表面具备抗菌、载药等多种功能的医疗器械。利用器械表面具备微结构或特定官能团之后在物理声、光、电、磁方面的特性，实现多物理场与表面结构/官能团协同作用，实现医用材料表面对细菌污染的快速检测及高效消杀，进一步推动临床医疗器械的发展。