支架用NiTi合金的表面改性方法研究進(jìn)展

張 涵，張 柯，劉 平，田 浩

（1. 上海理工大學(xué) 材料科學(xué)與工程學(xué)院，上海 200093；2. 微創(chuàng)神通醫(yī)療科技（上海）有限公司，上海 201318）

近等原子比的NiTi合金在室溫下具有優(yōu)異的形狀記憶效應(yīng)、超彈性以及良好的耐蝕性，被廣泛應(yīng)用于牙科、骨科和心血管植入等醫(yī)用領(lǐng)域[1-2]。其在自膨式支架上的應(yīng)用，避免了傳統(tǒng)支架膨脹后球囊撤出造成的徑向回縮問題，可有效地抑制血管再狹窄的發(fā)生[3]。據(jù)世界衛(wèi)生組織統(tǒng)計(jì)，2013年，全球約1 750 萬人死于血管疾病，占全球總死亡人數(shù)的28%。目前，全球接受血管支架介入術(shù)的患者已經(jīng)超過了300萬例，僅支架系統(tǒng)的銷售產(chǎn)值已經(jīng)超過了70億美元。NiTi合金血管支架國內(nèi)市場占有率已經(jīng)達(dá)到了73%，但是NiTi合金支架用于人體仍然存在一些問題。作為一種長期植入材料，要求其具有良好的耐蝕性和生物相容性。血液是一種復(fù)雜的生理環(huán)境，包含各種體液離子，如Cl?，CO32?，OH?，H+等，NiTi合金在植入過程中，在這些離子的作用下會不可避免地發(fā)生腐蝕，一方面降低了支架整體的力學(xué)性能，引起疲勞斷裂；另一方面，在腐蝕過程中釋放Ni離子，并與生物組織相互作用。而Ni對人體具有潛在的毒性，能夠引起組織的變異與改性，輕者引起炎癥，重者致癌[4]。所以，提高NiTi合金的耐蝕性，抑制Ni離子析出，成為亟待解決的問題。

自然狀態(tài)下，NiTi合金表面存在一層2～20 nm的鈍化膜，使得NiTi合金呈現(xiàn)出良好的耐蝕性和生物相容性。但這層鈍化膜極不穩(wěn)定，一旦遭到破壞形成點(diǎn)蝕，會造成Ni離子的大量析出，引起生理環(huán)境惡化。因此，提高NiTi合金的耐蝕性具有重要意義，最行之有效的辦法是對NiTi合金進(jìn)行表面改性。21世紀(jì)以來，國內(nèi)外學(xué)者針對NiTi合金的表面改性問題做了大量研究。通過表面氧化、電解拋光、表面涂覆惰性層、化學(xué)接枝等方法提高NiTi合金的耐蝕性，進(jìn)一步改善其血液相容性，使其更廣泛地應(yīng)用于支架植入領(lǐng)域。本文將對NiTi合金的表面改性的研究進(jìn)行闡述。

1 表面氧化

NiTi合金從鑄錠到絲材、管材需要經(jīng)歷一系列的擠壓、拉拔過程，在此過程中通常沒有保護(hù)氣氛，加熱的NiTi合金表面與空氣接觸時(shí)會發(fā)生氧化[5]。在NiTi合金加工成支架產(chǎn)品的過程中，需要對支架進(jìn)行定型處理，通常加熱到600 ℃左右，產(chǎn)品表面也會發(fā)生自然氧化。自然形成的氧化膜不夠致密，且容易脫落，導(dǎo)致局部腐蝕，造成Ni離子析出。因此，需要對NiTi合金表面氧化進(jìn)行控制，在特定條件下氧化，生成均勻且致密的氧化膜，改善合金耐蝕性，抑制Ni離子析出。

1.1 熱氧化

熱氧化法是指在特定條件下對樣品施加高溫，促使樣品表面生成致密、均勻的氧化層的工藝。熱氧化法具有高效、低成本、操作簡單等優(yōu)勢，近年來被廣泛應(yīng)用于醫(yī)療器械的制造領(lǐng)域。

Firstov等[6]研究了近等原子比的NiTi合金片在300～800 ℃熱處理后表面的氧化行為。結(jié)果表明，在不同的溫度下，NiTi合金表面呈現(xiàn)出完全不同的兩種氧化行為。在低于500 ℃氧化時(shí)，NiTi合金表面覆蓋了一層光滑的TiO2膜，且氧化速率相對較低。而在600 ℃以上氧化時(shí)，NiTi合金表面有TiNi3析出，引起基體中Ni含量降低，相變溫度升高，影響NiTi合金的力學(xué)性能。另一方面，在300～600 ℃熱處理，隨熱處理溫度的升高，NiTi合金表面Ni的含量逐漸降低。在500和600 ℃下熱處理的氧化層中存在無Ni區(qū)。因此，選擇500 ℃熱處理，NiTi合金表面能夠形成一層光滑致密的無Ni氧化層，獲得較好的表面性能，有利于改善植入物的生物相容性[7]。

Vojtěch 等[8]研究了 500 ℃ 下 NiTi合金在幾種不同環(huán)境下的熱處理工藝。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，不同壓力下NiTi合金表面產(chǎn)生的氧化物的厚度不同，在低壓下，500 ℃熱處理產(chǎn)生的氧化層最薄，約為15 nm，該氧化層在模型生理溶液和濃鹽酸中均表現(xiàn)出較好的腐蝕性能。其他研究發(fā)現(xiàn)，較厚的氧化層更容易釋放Ni離子。因此，在低壓環(huán)境下對NiTi合金進(jìn)行熱處理是提高其耐蝕性和改善其生物相容性的一個(gè)有效方法。

NiTi合金對熱處理溫度比較敏感，溫度較高，會有TiNi3析出，影響合金的力學(xué)性能。較高的熱處理溫度使奧氏體轉(zhuǎn)變終了溫度（Af）點(diǎn)提高，影響合金的超彈性。高溫氧化法雖然能在NiTi合金表面形成TiO2，提高NiTi合金的表面性能，但其惡化了基體固有的力學(xué)性能，所以采用高溫氧化對NiTi合金的表面改性效果并不理想。因此，采用該工藝對NiTi合金表面進(jìn)行處理時(shí)需要嚴(yán)格控制加熱溫度，避免不利因素出現(xiàn)。

1.2 陽極氧化

陽極氧化是指金屬的一種電化學(xué)氧化行為，通常金屬工件作為陽極，在外加電流的作用下，發(fā)生電解反應(yīng)，在金屬表面形成特定的氧化層[9]。

孔祥確[10]采用恒壓直流法在氟化物的鹽溶液中對NiTi合金進(jìn)行陽極氧化處理。結(jié)果表明，采用30～50 V直流電壓，在30 ℃下陽極氧化1.5 h，能夠獲得排列均勻的納米級連通多孔氧化層。隨著電壓的升高，孔徑的尺寸不斷增大，氧化層的厚度也會進(jìn)一步增加。在特定的熱處理之后，NiTi合金表面的非晶氧化層會部分轉(zhuǎn)化為金紅石結(jié)構(gòu)。在模擬體液中的浸泡試驗(yàn)表明，陽極氧化處理之后，NiTi合金表面Ni離子的釋放量遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于對人體有害的最低含量。

劉福等[11]在無水乙醇和水混合的電解液中采用恒電流的模式對NiTi合金進(jìn)行陽極氧化。作為比較，部分氧化膜在190 ℃下進(jìn)行水熱反應(yīng)。結(jié)果表明，通過陽極氧化法制得的TiO2層為非晶結(jié)構(gòu)，而且不含有Ni，能夠避免因腐蝕產(chǎn)生金屬離子析出的現(xiàn)象。水熱處理之后，氧化膜由非晶態(tài)向銳鈦礦轉(zhuǎn)變。他們還發(fā)現(xiàn)，隨著氧化時(shí)間的延長，膜層與基底的結(jié)合強(qiáng)度先升高后降低，在30 min左右達(dá)到峰值，并且可以滿足生物材料的相關(guān)要求。

陽極氧化法通過改變電壓、氧化時(shí)間、電解液成分等，能夠改變氧化層的表面形貌，根據(jù)實(shí)際需要獲得具有特定功能的氧化層。Balusamy等[12]研究了SMAT 409不銹鋼的耐腐蝕性，認(rèn)為其耐腐蝕性的提高與納米化處理造成的微應(yīng)變和缺陷密度等有關(guān)，腐蝕性溶液從非連續(xù)性缺陷位置滲透容易引起變形區(qū)域的腐蝕破壞，但納米結(jié)構(gòu)層導(dǎo)致了大密度晶界的存在，這有利于形成鈍化膜，從而提高材料的耐腐蝕性。但是，陽極氧化得到的氧化層與基底的結(jié)合力還需進(jìn)一步提高，防止在支架植入后經(jīng)血流的沖刷出現(xiàn)脫落的情況，引發(fā)血栓形成，危害患者生命安全。

1.3 微弧氧化

微弧氧化是指閥金屬（Al，Ti等）在特定的電解質(zhì)下，在反應(yīng)過程中的高壓放電火花產(chǎn)生的等離子體和熱化學(xué)的共同作用下，在基底表面形成一層高性能薄膜的技術(shù)[13]。微弧氧化由陽極氧化發(fā)展而來，但突破了傳統(tǒng)的陽極氧化電流、電壓法拉第區(qū)域的限制，采用更高的電壓和更大的電流，使樣品表面出現(xiàn)電暈、輝光、微弧放電等現(xiàn)象。樣品表面的氧化層在微等離子體的高溫高壓作用下，產(chǎn)生相和結(jié)構(gòu)的變化。

劉愛輝等[14]采用微弧氧化技術(shù)在醫(yī)用NiTi合金多孔表面制備了粗糙多孔的氧化鋁涂層。研究結(jié)果表明，該涂層沒有改變原有的孔隙率及孔結(jié)構(gòu)。粗糙的表面更適合細(xì)胞的黏附及增殖[15]；經(jīng)處理后，合金表面的潤濕角大大提高，材料由親水性轉(zhuǎn)為疏水性，減少對血小板的吸附，利于改善材料的血液相容性[15]。同時(shí)，在Hank’s溶液中的耐蝕性得到有效提高，Ni離子的釋放量明顯得到抑制。

Wang等[16]在稀硫酸的電解液中采用微弧氧化法在NiTi合金表面成功制備出氧化膜，氧化膜的表面呈現(xiàn)出典型的三維多孔結(jié)構(gòu)，粗糙度較高。氧化膜主要成分為Ti，O及少量的Ni，其中Ni的含量遠(yuǎn)低于基體中Ni的含量。動(dòng)電位極化曲線表明，微弧氧化處理后的NiTi合金的耐蝕性得到較大提高（如圖1所示），在模擬體液中浸泡28 d后，合金表面出現(xiàn)了一種類骨質(zhì)羥基磷灰石的物質(zhì)，說明微弧氧化處理能夠進(jìn)一步提高NiTi合金表面的生物活性。

圖1 NiTi合金微弧氧化處理后在Hank's溶液中的動(dòng)電位極化曲線[16]Fig.1 Potentiodynamic polarization curves of the NiTi alloys after MAO treatment in Hank's solution[16]

微弧氧化形成的氧化層能夠大幅度提高NiTi合金的耐蝕性，抑制Ni離子析出。同時(shí)能夠促進(jìn)羥基磷灰石的生成，提高合金的生物活性。然而，經(jīng)微弧氧化處理后的NiTi合金表面均為粗糙的多孔結(jié)構(gòu)，在生理環(huán)境中，容易造成血液的湍流，引發(fā)血栓形成[17]。

2 電解拋光及鈍化

電解拋光，又稱電化學(xué)拋光[18]，是指對電解池中施加一定直流電壓使陽極發(fā)生不規(guī)則溶解，最終獲得平整的表面，并且呈現(xiàn)金屬光澤的表面處理方法[19]。電解拋光通常分為3個(gè)階段[20]：

（1）活化階段

工件浸入電解池中即進(jìn)入自然腐蝕狀態(tài)，接通電源以后，陽極表面開始發(fā)生極化。隨著電位的不斷升高，電流密度不斷增大，陽極表面不斷溶解，金屬離子進(jìn)入電解池中。這種溶解在陽極表面表現(xiàn)為不均勻溶解，在凸出部位，電極間距縮小，電流密度過大，溶解速度較快；在凹陷部位，電流密度小，溶解速度相對較慢。

（2）鈍化階段

陽極金屬不斷溶解進(jìn)入電解池中，聚集在陽極表面。隨著電位的不斷升高，電流密度下降，導(dǎo)致溶解速度變慢。當(dāng)陽極電位達(dá)到某一數(shù)值時(shí)，陽極表面開始鈍化，生成氧化膜。此時(shí)，新鈍化形成的氧化膜在凸出部位較薄，電阻較??；在凹陷部位形成的氧化膜較厚，電阻較大，不容易溶解。溶解與鈍化同時(shí)發(fā)生，陽極表面逐漸變得平整。

（3）過鈍化出光階段

陽極電位繼續(xù)升高，電流密度不斷增大，達(dá)到水的分解電壓時(shí)，不斷有氧氣析出。氧氣達(dá)到一定壓力后，逸出陽極表面，通過電解質(zhì)溶液逸出溶液表面。氧化膜被進(jìn)一步氧化成高階可溶性氧化物，溶解在電解質(zhì)溶液中，呈現(xiàn)出光滑的具有金屬光澤的表面。

劉欣杰等[21]對常見的酸?酸體系的拋光液進(jìn)行改進(jìn)，加入A，B兩種物質(zhì)，研究改進(jìn)后拋光液對表面粗糙度的影響，以及在Hank’s液中的耐腐蝕情況。拋光液中高氯酸作為氧化劑，促進(jìn)陽極形成氧化膜。高氯酸與金屬離子形成可溶性的金屬鹽，作為保護(hù)層防止陽極表面發(fā)生過腐蝕。冰醋酸作為一種溶劑，不直接參與反應(yīng)。A物質(zhì)為一種降溫劑，可以為乙醇、丁醇等醇類物質(zhì)，冰醋酸熔點(diǎn)較低，所以必須加入降溫物質(zhì)，防止拋光表面產(chǎn)生缺陷。B物質(zhì)為一種光亮劑，調(diào)節(jié)拋光液的黏度，主要為乙二醇、丙三醇等含有較多羥基的有機(jī)溶劑。這種物質(zhì)在陽極表面形成一層吸附膜，減少表面腐蝕，使表面更光亮，顯示金屬光澤。對比前人的研究結(jié)果發(fā)現(xiàn)，通過改進(jìn)拋光液成分，拋光后試樣表面粗糙度得到極大改善，有明顯的金屬光澤。在Hank’s液中電解拋光樣品相比機(jī)械拋光樣品表現(xiàn)出更好的耐蝕性，電解拋光樣品的鈍化區(qū)較寬，擊穿電位相比機(jī)械拋光樣品的0.65 V有大幅度提高，極化電位掃描至1.5 V時(shí)仍沒有被擊穿，表現(xiàn)為更低的孔蝕敏感性。

Simka等[22]研究了電解拋光工藝參數(shù)對NiTi合金表面質(zhì)量的影響，以及電解拋光及鈍化處理對合金耐蝕性的影響。根據(jù)AFM數(shù)據(jù)表明，在硫酸?氫氟酸?乙二醇溶液中電解拋光能夠獲得均勻光亮的表面。機(jī)械拋光后，樣品表面粗糙度為54.6 nm，經(jīng)過電解拋光后，表面粗糙度下降至9.5 nm，經(jīng)過滅菌和鈍化處理后，表面形貌基本沒有發(fā)生改變。電解拋光后，表面再次與空氣接觸形成一層很薄的氧化層，Ni在拋光過程中優(yōu)先溶解，導(dǎo)致氧化層存在一層貧Ni區(qū)，減少腐蝕引起的Ni離子析出。在滅菌和熱鈍化之后，表面氧化層厚度進(jìn)一步增加，NiTi合金的耐蝕性提高。滅菌后，表層成分主要為TiO2和少量的Ni，經(jīng)450 ℃熱鈍化，氧化層主要包含TiO2和NiO，Ni的質(zhì)量分?jǐn)?shù)為8%～12%，遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于基底的Ni含量。

電解拋光及鈍化處理在不銹鋼及Co?Cr合金制備的醫(yī)療器械上的成功應(yīng)用，使得各大廠商將電解拋光及鈍化處理作為NiTi合金支架表面處理的首選[23]。由于電解拋光過程中工藝參數(shù)較復(fù)雜，影響因素多，各公司的電解拋光技術(shù)大多處于高度保密的狀態(tài)。NiTi合金的電解拋光工藝還有許多方面需要摸索，電解液成分、電極的選擇、拋光溫度、拋光電壓、拋光過程中的攪拌等因素均對合金的性能有極大的影響。

3 表面涂層改性

對NiTi合金進(jìn)行表面改性，通常采用涂覆惰性涂層的方法，如以 Ta2O5，HA（羥基磷灰石），TiO2等涂層作為阻隔支架和體液環(huán)境相接觸的阻擋層，同時(shí)可以減少Ni離子的析出。若為一些活性層，能夠促進(jìn)成骨細(xì)胞的黏附，激活較少的血小板，減少血栓的形成[15]。通常采用的方法有電化學(xué)沉積、溶膠凝膠、等離子體噴涂、層層自組裝等。

Qiu等[24]利用電化學(xué)沉積在NiTi合金表面制備了HA和ZrO2的復(fù)合涂層。在SEM下觀察到純HA樣品為片狀晶體，HA/ZrO2復(fù)合涂層由針葉狀物質(zhì)和一些顆粒狀物質(zhì)組成，其中顆粒狀物質(zhì)為ZrO2。在沉積過程中，ZrO2粒子均勻地分布在HA晶體中，提高了涂層的致密度，改善了NiTi合金的耐蝕性。HA/ZrO2復(fù)合涂層的粘接強(qiáng)度為24.2 MPa，HA涂層的粘接強(qiáng)度為13.4 MPa，說明HA/ZrO2復(fù)合涂層與基體的結(jié)合強(qiáng)度較好。ZrO2的加入使涂層更致密，其孔隙率降低，必然影響涂層的結(jié)合強(qiáng)度。通過極化曲線分析，涂覆HA/ZrO2復(fù)合涂層的NiTi合金的腐蝕電流密度下降了約2個(gè)數(shù)量級，表明電化學(xué)沉積能夠提高基體的耐蝕性。

電化學(xué)沉積工藝操作簡單，材料利用率高，易于自動(dòng)化生產(chǎn)；在低溫鍍液中進(jìn)行沉積，對基底材料本身的力學(xué)性能不會造成影響；不受樣品幾何形狀的限制，是一種具有發(fā)展前景的表面處理方法。但膜層與基底的結(jié)合力較差，在較大變形下容易開裂脫落，通常需要施加一層過渡層，或進(jìn)行復(fù)合沉積，解決這方面的問題還需要進(jìn)一步的深入研究。

劉敬肖等[25]運(yùn)用浸漬提拉法在NiTi合金表面制得了TiO2薄膜，為了研究TiO2薄膜的晶相轉(zhuǎn)變過程，在薄膜晾干之后，進(jìn)行200～800 ℃的熱處理。結(jié)果表明：在500 ℃以下，薄膜有銳鈦礦的擇優(yōu)取向；600 ℃為銳鈦礦向金紅石轉(zhuǎn)變的臨界溫度；到達(dá)800 ℃以后，全部轉(zhuǎn)變?yōu)榻鸺t石結(jié)構(gòu)。通過極化曲線分析，涂有TiO2薄膜的NiTi合金擊穿電位明顯升高，維鈍電流密度降低，能夠作為良好的保護(hù)層保護(hù)基體不被腐蝕。通過動(dòng)態(tài)凝血時(shí)間和溶血率的判定，涂有TiO2薄膜的試樣凝血時(shí)間顯著延長，溶血率低至1%，說明有較好的血液相容性（如表1所示）。但是，凝膠涂層的致密性較差，與基底熱膨脹系數(shù)相差較大，結(jié)合強(qiáng)度較低，容易發(fā)生變形脫落而失效。

表1 涂有TiO2膜和未涂有TiO2膜的兩種合金的溶血率[25]Tab.1 Hemolysis rate of two kinds of alloys coated with TiO2 film and without TiO2 film[25]

Yahia等[26]采用等離子體沉積PPTFE膜改性NiTi合金表面，PPTFE是一種化學(xué)惰性、低摩擦因數(shù)、表面張力小、無毒性的薄膜，在NiTi合金表面沉積PPTFE膜能夠顯著降低腐蝕電流密度，同時(shí)改善對細(xì)胞的毒性，提高生物相容性。成艷等[27-28]采用多弧離子鍍的方法在NiTi合金表面沉積了厚度均勻的鉭層，提高了NiTi合金基體的X線可視性，方便醫(yī)生操作，提高了植入物位置的精準(zhǔn)性，有利于術(shù)后追蹤調(diào)查。同時(shí)，鉭也是一種惰性生物材料，保護(hù)NiTi基體在血液環(huán)境中不受腐蝕，減少與血液直接的相互作用，防止血栓形成。

表面涂覆惰性涂層，在支架與血液環(huán)境中形成一層良好的保護(hù)層，提高擊穿電位，降低腐蝕電流密度，減少血小板的吸附，改善血液相容性。但由于這層保護(hù)層不是原位生長的，膜層與基底材料之間存在界面張力和熱膨脹系數(shù)的差異，通常結(jié)合強(qiáng)度較低。支架在定型之后要經(jīng)過一定的壓握處理，而后到達(dá)植入位置后擴(kuò)張到正常尺寸。在這一過程中，通常涂層容易在交織點(diǎn)發(fā)生脫落，發(fā)生局部腐蝕，影響支架整體性能。

4 表面接枝活性分子

表面涂覆惰性涂層雖然在一定程度上能夠提高支架的耐蝕性及血液相容性，但是隨著植入時(shí)間的延長，涂層與支架結(jié)合強(qiáng)度不夠、受疲勞影響開裂脫落、表面不夠光滑等問題相繼出現(xiàn)，引發(fā)晚期血栓及內(nèi)膜增生等問題。接枝活性分子是近年來發(fā)展迅速的一種表面改性方法，這種方法首先將氨基、羥基等官能團(tuán)引入到材料表面，把金屬支架表面改造成活性表面。然后將具有抗凝血因子的特定分子利用化學(xué)吸附、交聯(lián)等方式結(jié)合到材料表面，進(jìn)而達(dá)到對支架表面的血液相容性的改善。

鄧?yán)さ萚29]把具有抗凝血作用的肝素分子和細(xì)胞內(nèi)膜的重要組成成分Ⅳ型膠原通過靜電自組裝接枝到鈦合金表面，利用肝素和Ⅳ型膠原攜帶相反電荷反復(fù)組裝改善了鈦合金的生物相容性。體外內(nèi)皮祖細(xì)胞培養(yǎng)試驗(yàn)顯示，該自組裝修飾層具有良好的細(xì)胞相容性，且在一定的層數(shù)范圍內(nèi)，通過增加肝素/Ⅳ型膠原的組裝層數(shù)，能更有利于內(nèi)皮祖細(xì)胞在材料表面的黏附、生長、增殖（如圖2所示）。胡珂等[30]利用多巴胺能夠與金屬形成配位的特殊性質(zhì)，將多聚賴氨酸和肝素的納米顆粒固定在鈦合金的表面，通過甲苯胺藍(lán)法對肝素含量進(jìn)行定量分析，得出肝素和多聚賴氨酸顆粒個(gè)數(shù)比為6.56:1，表明表面的納米顆粒主要為肝素。體外測試結(jié)果表明，肝素改性后的鈦合金表面吸附的血小板含量明顯低于對照組，而且?guī)缀鯖]有血小板被激活現(xiàn)象。凝血時(shí)間較未改性的鈦合金也有明顯延長。由此可見，支架表面如果可以固定一定量肝素，控制釋放，可以有效提高器械的血液相容性，減少形成血栓的風(fēng)險(xiǎn)。

圖2 不同樣品表面內(nèi)皮祖細(xì)胞計(jì)數(shù)結(jié)果（培養(yǎng)時(shí)間：1，3 d）[29]Fig.2 Number of adherent EPCs on surfaces of different samples (incubation time 1 and 3 d)[29]

改善支架的抗凝血及血液相容性最理想的方法是在表面形成內(nèi)皮化[31]。但現(xiàn)有技術(shù)還不能成功地實(shí)現(xiàn)把內(nèi)皮細(xì)胞直接種植在支架表面，不僅過程緩慢，而且容易脫落。為了使支架在植入后能夠快速地內(nèi)皮化，可以在支架表面固定利于細(xì)胞黏附和增殖的蛋白質(zhì)。Chiu等[32]將血管內(nèi)皮生長因子和血管生成素共價(jià)固定在三維多孔膠原支架上，與未修飾的和添加可溶性生長因子的支架對照比較，體外培養(yǎng)3～7 d后，支架上內(nèi)皮細(xì)胞有明顯增殖，37 ℃老化后，仍能保持較好的活性，進(jìn)一步提高了血液相容性。

通過接枝活性分子，NiTi合金表面的親水性顯著提高，血小板聚集及被激活程度較之前未處理狀態(tài)有明顯降低，血液相容性得到大幅度改善。因此，接枝活性分子修飾NiTi合金有望成為NiTi合金支架表面改性的新策略。然而，由于現(xiàn)階段工藝原因，接枝活性分子的穩(wěn)定性較差，在結(jié)合力方面還需要進(jìn)一步改進(jìn)。

5 結(jié) 語

綜上所述，通過對NiTi合金的表面改性來提高支架耐蝕性及生物相容性方面已經(jīng)取得了重大的研究進(jìn)展。在今后的研究中，以下幾個(gè)方面可以重點(diǎn)加以改進(jìn)。

（1）采用復(fù)合膜層代替?zhèn)鹘y(tǒng)單一改性層，多種改性方法配合使用，制備多功能化復(fù)合涂層，在不同使用階段能夠發(fā)揮相應(yīng)的作用。

（2）結(jié)合支架幾何形狀與使用條件，應(yīng)進(jìn)一步優(yōu)化處理工藝，在進(jìn)行表面處理時(shí)兼顧其他性能，如改性層整體的均勻性、涂層與基體之間的結(jié)合力、表面粗糙度、處理溫度對Af點(diǎn)的影響等。