目前生物医用金属材料主要有不锈钢、 钴基合金、 钛合金等 3 大类。当前临床上大量应用的不锈钢材 料主要为 Fe-Cr-Ni-Mo 成分体系的 316L 不锈钢等, 其中Mo 元素的加入会使 316L 不锈钢耐蚀性有所提高, 但其 作为植入体, Ni 元素对生物体有致癌作用, 对生物体的 免疫功能、 造血功能、 生殖功能以及脏器功能等都会有 不利影响 , 同时, 316L 医用不锈钢(约 210 GPa)与人骨 (20~30 GPa)相比拥有较高的弹性模量, 二者弹性模量 的较大差异会导致植入物和人骨在承受应力时, 弹性模 量大的 316L 不锈钢承受较多的应力, 而弹性模量小的人 骨承受的应力较少, 即发生应力屏蔽, 从而阻止骨骼的 修复和自愈, 引起骨质疏松等。钴基合金以耐磨性 和耐蚀性较好的 Co-Cr-Mo 合金和 Co-Ni-Cr-Mo 合金为主, 在该类合金中, 高强度和高延展性得以良好结合, 使其 在临床上得到了大量的应用。然而, 钴基合金弹性模量 过大(240 GPa), 且有更高的密度和刚度, 作为植入材料时较为沉重, 且铸造钴基合金常出现气泡、 空洞等缺陷, 使其韧性降低, 导致钴基合金综合性能变差 。而钛及 钛合金由于较低的相对密度及弹性模量、 较高的比强度、 较强的耐蚀性及耐疲劳性、 生物相容性优异等优点被广 泛用作于医用植入材料。以上 3 种常用生物医用金 属材料的相关性能如表 1 所示。然而任何植入物的 材料都有造成感染和发炎的风险, 使得植入物的性能遭 到破坏 , 并导致植入物附近组织的大量损失, 因而 需进一步改善植入物的各方面性能, 特别是被广泛应用 的钛及钛合金植入物。

超细晶(ultrafine-grained, UFG)钛及钛合金由于晶体 结构的变化, 产生了常规多晶材料所不具有的 4 大效应: 小尺寸效应、 量子效应、 表面效应和界面效应, 使其不 仅具有不同于传统钛金属的物理性能(如居里温度、 德拜 温度、 磁性、 弹性模量、 扩散系数等), 而且具有优越的 力学性能(如较高的强度和疲劳极限以及较低温度下的高 应变速率超塑性等) , 因而成为最具潜力的生物医用金属材料。目前生物医用钛及钛合金的分类如表 2 所示 。具 有低强度的 α 型钛合金在口腔种植体等承载较小的骨齿 科部位应用较为广泛, 但在人体关节植入、 牙科替换等 人体受力较大的部位采用第二代具有中高强度的 α+β 型 两相钛合金。第二代 α+β 型钛合金虽改善了第一代 α 型 钛合金强度小、 耐磨性差的问题, 但其与人体骨组织的 生物力学性能差异较大, 作为植入物时生物安全性较低 且不易加工。相关研究报道, 在人体内部, 组织液对钛 合金的长期包容腐蚀会导致钛合金释放出 Al 和 V 金属离 子, 这 2 种离子对细胞具有毒害作用 , 且这种副作 用已在临床医学中被证实: Al 离子主要影响脑部中枢神 经系统, 破坏人体的酸碱平衡, 使人容易患阿尔兹海默 症, 在年老人群中较常发生, 具体表现为肌肉萎缩、 老 年痴呆等症状; V 离子则主要破坏人体的酶素系统, 抑 制酶的合成, 从而干扰人体正常的新陈代谢。因而出现 了不含有毒元素、 高强度、 低模量的第三代新型 β 型医 用钛合金。

1、生物医用超细晶钛及钛合金的耐蚀性 

钛是一种高活性金属元素。室温下, 通过 Ti = Ti2 + 2e-反应式计算可知, 钛标准电极电位为-1. 63 V。钛与 氧极易结合, 生成厚度为 5 ~ 10 nm, 主要成分为 TiO2 , 同时含有少量 TiO 的钝化膜, 该膜虽薄但性质极其稳定, 只要在含氧氛围中, 即使受损也能立即修复, 因而其内 部金属不易被氧化, 所以钛及钛合金有生物惰性金属之 称。医用金属植入人体后, 在含有各种无机离子(Na+ 、Cl- 、 K+等)、 蛋白质、 核酸代谢的产物以及酶等作用的 复杂人体环境中, 会发生腐蚀现象, 而腐蚀产物中的金 属离子就会对人体的正常组织造成刺激, 导致感染和畸 变等。乔丽英认为, 若金属被腐蚀后的产物的解离常 数(pk = -lgk, k 为腐蚀产物的溶解度)值大于 14, 那么就 不会出现腐蚀产物被溶解后释放出的离子与生物组织发 生反应, 造成细胞毒性的现象。反之, 释放出的离子与 组织或器官就会发生反应, 形成有毒性的络合物等, 如 元素 V 的基本腐蚀产物为 V2O5 , 其 pk 值就小于 14, 而 Ti 的基本腐蚀产物的 pk 值大于 14。因而, 植入物植入人 体后腐蚀是最常见的问题。研究表明, 超细晶钛及钛合 金在生物体环境中具有更好的耐蚀性。Gurao 等在模 拟体液的实验中对比了粗晶(coarse grain, CG)纯钛和不 同等通道转角挤压(equal channel angular pressing, ECAP) 路径(A、 BC 、 C)下制备的 UFG 纯钛的腐蚀行为, 结果 不同路径下的 UFG 纯钛都表现出了更高的耐蚀性, 其中 耐蚀性最佳的是 BC 挤压路径下产生非基面织构的 UFG 纯钛试样。周清等 在采用 Ringer 模拟体液对经 ECAP 处理过的纯钛进行静态体外浸泡的研究中发现: Ti 的腐 蚀机制是一种受到电偶腐蚀控制的均匀腐蚀, 细晶的微 观组织导致电偶的数量增多, 表面沉积物的数量增加。细晶纯钛的腐蚀速率小于 CG 纯钛, 经 ECAP 处理的工业 纯钛(CP-Ti)在经过 360 h 的浸泡后质量增加。钛的耐蚀 性主要表现在表面生成的 TiO2 薄膜钝化了表面的电化学 势, 阻止了 Ti 的进一步氧化。刘冰 将 CP-Ti 和钛钯合 金(Ti-0. 2Pd)2 种金属作为研究对象, 对其通过热处理技 术和 ECAP 工艺处理后进行开路电位、 极化曲线和交流 阻抗谱的测试, 结果表明: 2 种金属经过处理后, 腐蚀 电位提高, 腐蚀电流密度减小, 极化电阻增大, 耐蚀性 明显提高。Osamam 等在高温(400 ℃ ) 下经过 4 道次 ECAP 制备出 CP-Ti 纳米结构的晶粒样品, 并通过失重测 量研究了其在模拟体液中的抗腐蚀磨损现象, 结果表明, ECAP 工艺改善了 CP-Ti 的抗腐蚀磨损性能。作者课题组 胡佳乔对 CP-Ti、 纯锆进行 ECAP+旋锻处理后, 在 pH 值为 6. 8、 氟离子浓度为 0. 3 g·L-1 的口腔唾液模拟液中 进行腐蚀行为检测, 结果表明: 对于化学成分相同的材 料, 经过 ECAP+旋锻复合细化处理后, 其在口腔唾液模 拟液中的耐蚀性均有所提高。与纯锆相比, CP-Ti 的开路 电位更正, 自腐蚀电流密度更小, 极化电阻值更大, 因 此, CP-Ti 比工业纯锆更加耐腐蚀。王铎 利用高压扭 转技术(high pressure torsion, HPT)对制备的超细晶纯钛 在模拟体液的腐蚀环境中的研究表明。扭转圈数的增加 使晶粒尺寸更小更细, 说明更小更细的晶粒耐蚀性更好。Lei 等在室温下对生物医学 β 型 TiNbZrFe 合金进行了60 min 的表面机械磨损处理(SMAT), 研究了表面纳米化 对 TiNbZrFe 合金在生理环境中的耐蚀性的影响。结果表 明, 纳米化处理后, 该合金在深度为 30 um 的表面层中形 成了尺寸为 10 ~ 30 nm 的晶体, 并且在 0. 9% NaCl 和 0. 2% NaF 溶液中, 与粗糙晶粒表面相比, 纳米晶化晶粒 表面表现出更高的阻抗、 更高的正腐蚀电位和更低的腐 蚀电流密度。其耐蚀性的提高可归因于在 TiNbZrFe 合金 的纳米晶表面快速形成的稳定致密的钝化膜。Reshadi 等对经过 ECAP 处理的 CP-Ti 进行等离子电解氧化 (plasma electrolytic oxidation, PEO), 并在室温下使用林 格氏液对其进行电化学阻抗谱( electrochemical impedance spectroscopy, EIS) 测试, 结果表明: PEO 涂层的 UFG CP-Ti 的耐蚀性高于未涂层的 CP-Ti 和 UFG CP-Ti, 同时 与 PEO 涂层 CG CP-Ti 相比, PEO 涂层的 UFG CP-Ti 表 现出更高的抗腐蚀保护性能。Suzuki 等通过多向锻造 制备了 UFG CP-Ti, 并将其与常规 CP-Ti 进行比较, 评估 了中密度纤维板纯钛 ( medium density fiberboard, MDF- Ti)在氟化物溶液中的电化学性能和腐蚀行为。结果表 明: MDF-Ti 表现出与 CG-Ti 相似的电化学行为, 并且 NaF 溶液不会对 Ti 或 MDF-Ti 产生严重腐蚀。然而, 将 MDF-Ti 浸入酸化的氟化物磷酸盐溶液 ( acidulate phos- phate fluoride, APF)中显示, 其在较短的浸入时间内比 Ti 具有更好的耐腐蚀性, 这对口腔植入物或硬组织修复 极具意义。Fattah-Alhosseini 等通过累积叠轧( accumu- lative roll bonding, ARB) 工艺成功制备了纳米晶 CP-Ti, 并在 37 ℃林格氏液中对其进行了电化学测试, 极化曲线 表明: 与退火粗晶 CP-Ti 相比, 纳米晶 CP-Ti 腐蚀电流密 度有所降低, 耐蚀性明显改善。许晓静等 以 CG 和 UFG CP-Ti 为基材, 对其电化学抛光表面在室温模拟体 液中的动电位极化曲线及电化学抛光表面参数研究发现: UFG CP-Ti 除击穿电位( Eb ) 显著增高外, 自腐蚀电位 (E0 )、 腐蚀电流密度( I0 )、 腐蚀速率( V0 ) 都明显降低, 说明相比于 CG CP-Ti, UFG CP-Ti 电化学抛光表面的抗 腐蚀性能明显较优。人体体液中含有大量的电解质, 容 易引起金属植入物电化学腐蚀并导致金属离子和衍生物 的沉淀, 其腐蚀产物对人体组织易产生影响, 如细胞毒 性、 超敏反应和致癌作用等。因而超细晶钛及钛合金作 为生物医用金属首选材料在改善其耐蚀性上尤为重要。

2 生物医用超细晶钛及钛合金的生物相容性 

生物相容性不单是指材料本身的性质, 还是材料与 机体环境相互作用的结果。在生物材料植入人体后, 二 者便开始互相影响, 直到产生的影响达到了新的平衡或 者取出植入物为止。与人体生物相容性差异较小的植入材料可作为一次性材料, 安全性较高, 如骨折后只需一 次手术即可, 不用二次手术去除的植入物。材料生物相 容性包括 2 方面: 生物安全性和生物功能性。目前, 从 生物安全性角度出发, 认为 Pd, Ta, Nb, Zr, Ti 及 Sn 等金属材料性能好; 从生物功能性角度考虑, 在元素周 期表所有 70 多种金属元素中, Zr 和 Ti 是支持造骨细胞 的生长和骨质接合的最好的元素。综合二者考虑, 在金 属材料中, Ti 与人体具有最优的生物相容性。麻西群 等采用 610 ℃ 退火及冷轧的方式制备了 UFG TLM 钛 合金(一种近 β 型的医用合金)复合板材, 该板材表面光 亮平整, 并且在经 80%冷轧变形后保持较高强度的同时, 弹性模量可达到 38 GPa, 与人体骨的模量匹配性较好。Xu 等通过 ECAP 工艺制备了 UFG 纯钛, 其具有与 Ti-6 a Al-4V 相当的力学性能, 此外, 通过微弧氧化(micro- rc oxidation, MAO)和水热处理相结合的方法, 在 CP-Ti 和 UFG 纯钛上制备了 TiOz -羟基磷灰石( TiOz -HA) 涂层, 以提高它们的细胞相容性。结果表明: 与使用 CP-Ti 作 为基材的常规涂层相比, 在 UFG 纯钛上形成的此类涂层 具有额外的亲水性(更小的接触角和更大的表面能)和更 好的细胞相容性(更高的细胞增殖率, 更大的成骨细胞扩 散面积和更强的细胞骨架肌动蛋白荧光强度)。Carlos 等为了确定骨整合的程度, 在新西兰兔中植入经机械 加工但未经表面处理的 CP-Ti 和 UFG Ti 的微型植入物, 并在实验过程中加载模拟植入物所处的实际环境, 将 2 个微型植入物通过 NiTi 弹簧固定并保持 8 周后, 测量其 移除扭转。结果表示: UFG Ti 种植体表现出 18. 9 N·cm 的移除扭转, 略高于 CP-Ti, 因此, UFG-Ti 比 CP-Ti 更适 合骨整合。XU 等为了进一步提高 Ti 表面的生物活 性, 利用 ECAP 工艺制备 UFG 纯钛, 并在含 Ca, P 和 Si 的电解质中通过 MAO 在 UFG 纯钛上制备了多孔二氧化 钛涂层, 进一步通过细胞毒性实验、 细胞增殖试验和粘 附行为的检查来评价改性涂层的细胞相容性。结果表明: UFG 纯钛在 MAO 后的细胞毒性为 0 级, 且能显著促进成 骨细胞的早期粘附和后期增殖, 显示出较高的生物活性。程刚良 对 ECAP 前后纯钛分别在林格氏液( 4. 305 g NaCl+0. 245 g CaCl2+0. 15 g KCl+500 mL H2O)和生理盐 水(4. 5 g NaCl+500 mL H2O)模拟体液中进行体外浸泡试 验, 以及通过对 ECAP 变形前后纯钛表面进行 SEM 扫描 可知, 经体外浸泡后, 纯钛表面生成无机盐类物质, 且 经 ECAP 处理的纯钛表面生成物质的数量较未经 ECAP 处理纯钛表面生成的多, 因而经 ECAP 变形工艺处理后, 纯钛的表面活性得到提高。Chappuis 等 对 4 级 CP-Ti 进行 ECAP, 然后进行冷拔工艺, 获得平均晶粒尺寸为 300 nm 的 UFG Ti。经金相评估和表面表征后, 将 UFG Ti和 CP-Ti 植入物插入小型猪的下颌骨和上颌骨中, 愈合 4 周和 8 周后, 通过生物力学扭矩输出分析、 组织形态计 量学评估和微 CT 分析评估骨整合。结果表明: UFG Ti 的金相学性能明显优于 CP-Ti, 在低(上颌骨)或高(下颌 骨)骨密度的环境中, UFG Ti 和 CP-Ti 之间没有显著差 异, 即使骨矿物质密度低, 也获得了高的骨-植入物接触 值; 与 CP-Ti 相比, UFG Ti 形成了亲水性的纳米图案表 面, 具有优越的金相学性质和高水平的骨整合度, 因此, UFG Ti 更具治疗潜力, 可作为开发直径较小的植入物的 未来策略, 以实现微创治疗理念, 降低患者发病率, 并 降低患者护理成本。张强等利用细胞生长抑制法 (MTT 比色法)对通过 ECAP 制备的 UFG Ti 进行细胞毒性 试验, 结果表明, UFG Ti 生物相容性良好。 

3 生物医用超细晶钛及钛合金的力学性能 

因外伤、 肿瘤等因素导致骨、 关节损伤, 需重建骨 支架的部位以及在承受人体作用受力较大的部位(如弯 曲, 扭转, 挤压等)需要耐磨性好、 强度大的生物钛及钛 合金, 防止出现植入体的松落或者失效等现象。Naseri 等通过拉伸、 三点弯曲、 夏比冲击和维氏显微硬度试 验对 ECAP 处理前/ 后的 CG/ UFG CP-Ti 的力学性能进行 了比较, 结果发现: 在 ECAP 变形 3 次后, CP-Ti 拉伸强 度从 174 增加到了 273 MPa, 显微硬度从 489. 6 增加到了 790. 4 MPa, 并且弯曲极限强度也从 664 增加到了 1275 MPa, 夏比冲击能量没有显著变化, 说明合金强度的增加并不 影响其冲击韧性, ECAP 处理显著提高了生物用钛及钛 合金的延展性和抗弯曲性。Palán 等对采用顺应性剧 烈塑性变形 ( conform-severe plastic deformation, conform- SPD)和旋锻技术加工的 CP-Ti(2 级)的力学性能和显微组 织观察发现: conform-SPD 加工极大地改善了初始 CP-Ti 的微 观 结 构, 使 其 产 生 了 等 轴 晶 粒, 且 平 均 粒 径 为 320 nm, 随后的旋锻技术加工导致细晶粒被拉长。经过 一次 conform-SPD 和随后的旋锻加工, 可最终得到强度为 1060 MPa、 伸 长 率 为 12%, 且 在 室 温 下 疲 劳 极 限 为 396 MPa 的超细乃至纳米晶体微观结构的高强度线材, 其可用于医疗植入物中, 且可批量性生产。Pippenger 等采用连续 ECAP 工艺制备 UFG Ti, 之后将 UFG Ti 表面经过喷砂和酸蚀处理, 然后在所有样品上培养人小 梁骨源性成骨细胞前体细胞, 分别检查培养 4 和 28 d 后 的细胞相容性和矿化作用, 并在植入后 4 周, 在兔体内 模型中进行生物力学拔出测量。结果发现: 在所有样品 上, 细胞的附着和扩散都是基本相当的, 但是经过亲水 处理的样品表面矿化度更高, UFG Ti 的屈服强度、 拉伸 强度以及疲劳强度分别比 Ti 高 40%, 45%和 34%, 证明了 UFG Ti 制成的植入物不但具有出色的细胞相容性和骨 整合性, 同时还具有比 Ti 更优异的力学性能。吴玉禄在室温下采用 BC 路径对 CG 纯钛进行内角为 120°、 外角 为 20°、 挤压速度为 4 mm·min-1 的 4 道次挤压, 观察其 组织结构及力学性能。结果表明: 制备的 UFG Ti 材料的 晶粒细化均匀, 平均晶粒尺寸约为 300 nm, 维氏硬度由 CG 纯钛的 1499 提高为 2488 MPa, 拉伸和压缩屈服强度 分别为 682 和 700 MPa, 较 CG 纯钛的拉伸和压缩屈服强 度分别提高了 51%和 53%, 同时保留了 CG 纯钛良好的 延伸率和弹性模量。林正捷对不同挤压道次和挤压温 度下的 β 合金 Ti-35Nb-3Zr-2Ta 的组织与性能观察发现: 4 道次 500 ℃挤压温度下的 β 合金 Ti-35Nb-3Zr-2Ta 的抗 拉强度达到 765 MPa, 延伸率约为 16. 5%, 弹性模量仅 为 59 GPa, 超弹性应变和可回复应变最大, 可达 1. 4% 和 2. 7%, 说明经 ECAP 处理后 Ti-35Nb-3Zr-2Ta 合金是一 种非常理想的可替代骨组织的医用材料。Leon 等在 200 ℃下对钛棒进行 6 道次 C 方式的 ECAP 处理, 结果发 现, 获得的钛棒呈现出平均晶粒尺寸为 150 nm 的等轴晶 以及在室温下显示出 1190 MPa 的屈服强度和 1250 MPa 的 极限拉伸强度。国内外的众多学者 通过 ECAP 及其 他的剧烈塑性变形方法对钛及钛合金进行了力学性能的 研究, 结果表明3 细晶钛较 CG 钛在各方面的性能均有所 改善。 

生物医用超细晶钛及钛合金的疲劳性能 在体内永久或半永久地发挥生理功能是金属作为植 入物材料的最佳状态。以金属人工关节为例, 在人体内 服役 15 年以上即半永久状态。植入物材料长时间在人体 环境中必然会受到周期性外力的作用, 因此对植入物材 料的疲劳性能要求较高, 提高材料的疲劳强度可以有效 地提高材料的使用寿命。有研究表明, 通过细化晶粒可 提高金属材料的疲劳寿命。Sajadifar 等[60] 研究了晶粒尺 寸对钛的超高周疲劳( very high cycle fatigue, VHCF) 行 为的影响。结果表明: 经 ECAP 处理后 4 级钛由于其 UFG 结构而提高了其在环境温度下的强度。因而在循环 载荷下, UFG Ti 对样品几何形状表现出相对较高的灵敏 度, 在高周疲劳条件下表现出更好的疲劳性能和耐久力, 证明了通过 SPD 加工可提高样品的机械强度, 从而提高 了其对裂纹成核及扩展的抵抗力。但是, 在 VHCF 中, 在非常高的循环次数下, CG-Ti 和 UFG Ti 的疲劳性能都 会有所收敛。这是由于 UFG Ti 中存在的微观结构不均匀 性充当了微观结构的缺口, 因此, 应力增加促进了局部 滑动活动, 并最终导致了 UFG Ti 中过早地萌生裂纹。Sajadifar 等研究了经 ECAP 制备的 UFG CP-Ti(4 级)的高温循环变形响应( cyclic deformation response, CDR) 行 为。在高达 600 ℃的高温和 0. 2% ~0. 6%的应变幅度下进 行了低周疲劳试验, 且除温度和应变幅度外, 还研究了 不同工艺路线对 UFG Ti 疲劳性能的影响。结果表明: ECAP 的 Bc 挤压路径和 C 挤压路径都能使 UFG Ti 高角度 晶界的体积分数增加, 并能提高其在 400 ℃ 以下的疲劳 性能。利用电子背散射衍射分析了影响 UFG Ti 循环力学 行为的基本降解机理, 结果显示, 只有在高于 400 ℃的温 度下才会发生严重的再结晶和晶粒长大, 因此, UFG Ti 具有相对较好的循环稳定性。Katerian 等将 4 级钛经过 Conform-SPD 和旋锻处理后, 该 4 级钛力学性能明显增 强, 且疲劳强度也大大有所改善。Naseri 等在室温下 通过 BC 路径, 以 135°对 CG CP-Ti 进行 ECAP 变形。显 微组织分析表明, 经 ECAP 处理后 CG CP-Ti 转变为 UFG 组织。对 CG 和 UFG CP-Ti 进行拉伸和轴向疲劳试验。结 果表明, UFG CP-Ti 比 CG CP-Ti 具有更高的拉伸强度和 疲劳强度, CP-Ti 在 0~3 道次 ECAP 处理后 UFG CP-Ti 的 疲劳试验表明, 随着道次的增加, 样品疲劳寿命增加。作者课题组通过对 CP-Ti 进行 ECAP+旋锻复合细化 工艺变形处理后, 进一步对其进行低周与高周疲劳测试, 结果表明: UFG CP-Ti 的低周疲劳寿命是原始纯钛的 2~3 倍, 200 ℃退火 60 min 后 UFG CP-Ti 的疲劳极限值 σ-1 为 376. 5 MPa, 比 未 退 火 UFG CP-Ti 的 疲 劳 极 限 值 提 高 56. 5 MPa。Naseri 等使用 Al-7075 套管对 2 级 CP-Ti 在 室温下进行 3 道次 ECAP 的变形, 然后进行拉伸和轴向 疲劳测试, 结果表明: UFG CP-Ti 比 CG CP-Ti 具有更高 的拉伸强度和疲劳强度, 可作为生物材料用于植入物的 生产。Medvedev 等对 2 级钛 Ti-6Al-4V 进行了 ECAP 及热机械加工处理后, 其拉伸性能和疲劳强度都显著提 高, 甚至优于传统的 Ti-6Al-4V。Roberto 等通过压缩/ 拉伸循环应力控制试验和循环塑性应变控制试验对钛种 植体的疲劳性能进行了评估, 结果表明, ECAP 处理提 高了钛种植体在循环弯曲下的疲劳抗力。然而, 这种抗 疲劳性的增加对 1 级 CP-Ti 来说可能不足以使其用于种 植体的制造。 

4 结 语 

随着人口老龄化的加剧以及社会意外事故的频繁发 生, 医疗市场对人体植入物的需求越来越大。钛作为与 人体复杂环境相对较适合的金属材料, 近年来得到了大 量的研发与应用, 为人类的健康做出了巨大的贡献。由 于钛金属本身强度低、 耐磨损性差, 科学家们采用剧烈 塑性变形来改善其相关性能。剧烈塑性变形工艺也未实 现大量的工厂化生成, 即生产效率低, 对超细晶金属材料加工方式的改进也迫在眉睫。其次, 钛虽然与其他金 属相比弹性模量较低, 但与人骨相比其弹性模量还是较 高, 目前表面改性技术近年来被大量应用于钛材料以改 善其生物相容性, 因而大大的提高了材料的使用成本。综上, 通过合理有效的方法来改善钛材料植入人体后所 带来的劣性且降低钛材料的生产成本是钛金属医用材料 发展的 2 个基本要求。