孟凡斌[1]2000年在《钛酸钾表面增强钛基生物医学复合材料的研究》文中研究表明本文通过在海绵钛中加入对人体无害的微量元素Al、Sn、Zr、B，利用非自耗真空电弧炉制备出生物医学复合材料基体材料，并对此种基体材料的应力、织构、硬度、密度、点阵畸变等进行了分析，同时对合金元素的加入对材料组织的影响进行了分析。在成功制备了无毒、高强度、低密度生物医学复合材料基体材料后，利用X射线衍射仪的高温室，在基体材料的表面制备一层蜂窝状的K_2Ti_2O_6层，从而改善材料的生物相容性。根据试验结果得出以下结论：1．利用海绵Ti与B粉之间的高温放热反应，在非自耗电弧炉中高温熔炼可 以制备出原位生成TiB颗粒增强的钛基复合材料；2．在钛合金中加入Zr、Sn、Al、B等微量元素，起到明显的固溶强化、细 晶强化以及颗粒增强的作用；3．铸态下试样由于在凝固时各部分冷却速度不同，材料具有一定宏观应力， 经450℃退火后，宏观应力大幅度降低；4．由于应力的存在、增强相的产生及固溶元素的加入，发生点阵畸变；5．铸态试样在凝固结晶时，出现定向形核和定向长大，长大的晶粒存在以（001） 面平行于试样表面的择尤取向；6．试样经30％变形后出现（100）和（001）织构；7．经TiO_2与K_2CO_3反应，在钛基复合材料表面生成了K_2Ti_2O_6层，并且形 成O、K扩散层，从而制备出生物医学复合材料。
罗海峰[2]2004年在《钛基K_2Ti_nO_（2n+1）涂层表面改性生物医学材料研究》文中进行了进一步梳理新型β钛合金和钛合金表面改性是当今钛系生物医学材料研究的两个热点，其目的是使材料的力学性能和生物相容性满足生物医学材料的要求。本研究尝试以新型β钛合金为基体，结合表面改性技术制备钛基K_2Ti_nO_(2n+1)涂层复合材料，并对复合材料的组织形貌、相组成和生物相容性进行了观察、分析和评估。 新型β钛合金采用合金设计的理念确定合金成分和含量，所设计的Ti-15Nb-3Fe合金具有较好的力学性能和较低的弹性模量，适宜作为生物医学复合材料的基体。钛合金表面改性采用表面涂覆烧结法原位合成K_2Ti_nO_(2n+1)涂层，涂层的结合强度由涂层合成反应和物理嵌合力而得到保证。 本文利用真空感应熔炼炉和非自耗真空电弧凝壳炉尝试熔炼钛合金，并对钛合金的组织和性能进行观察分析和测试。本研究分析了导致钛合金严重污染的原因，并对熔炼坩埚进行改进，制备了防污染涂层，发现采用真空感应熔炼炉熔炼的钛合金由于附加氧污染依然较脆，不能作为基体使用。作者对非自耗真空电弧凝壳炉熔炼的钛合金进行了显微组织结构和成分分析，并对Ti合金进行热锻加工以满足医用钛合金的力学性能要求。 作者对钛酸钾晶须的制备工艺进行了探索，分析了不同原料配比及反应温度对晶须相组成、形态和尺寸的影响。当K_2CO_3和TiO_2摩尔比为1：4时，在1000℃下烧结1小时可制得较高质量的四钛酸钾晶须，；当K_2CO_3和TiO_2摩尔比为1：5.5时在1000℃下烧结1小时制得了较高质量的六钛酸钾晶须。通过优化钛酸钾晶须制备工艺参数，在钛合金表面原位合成了钛酸钟表面功能涂层。在成功制备原位钛酸钾／钛合金生物材料的基础上，分析了基体表面氧化层对原位合成反应的作用以及固相生成与液相、气相逃逸同步进行的反应机理，并探索了基体表面粗糙度对涂层结合强度的影响。 本研究采用模拟体液培养试验评价钛酸钾功能涂层的生物活性，对涂层表面进行形貌观察和成分分析。作者分析了涂层诱导沉积钙磷的机理并比较了涂层表面性能以及钛酸钾晶体的不同结晶结构对诱导钙磷沉积能力的影响。 本研究通过细胞培养实验评价复合材料的细胞毒性，比较了细胞在不同材料表面的吸附、生长状态并分析了细胞培养机理。四钛酸钾涂层和六钛酸钾涂层表面均有细胞吸附、生长，没有表现出细胞毒性。
徐艳姬[3]2002年在《K_2Ti_6O_（13）/Ti基生物医学材料的制备及生物相容性研究》文中研究指明针对Ti基生物医学材料在临床应用中遇到的关键问题—成本和性能，本研究设计开发了一套新型的材料制备工艺以降低成本，研制了新型的K_2Ti_6O_(13)涂层／Ti基生物医学材料以提高材料的生物学性能，并对涂层的表面形貌、相组成、结合强度以及涂层的生物相容性和生物活性进行了观察、分析与评估。研究结果表明： 氮、氧污染的临界氧分压和氮分压是一个温度的函数，并随温度的升高而急剧增大。采用多次抽真空反充惰性气体Ar的方法可有效降低氧、氮分压。本实验采用10~4Pa充Ar压强+3次抽充循环，可有效避免氮、氧对Ti合金的污染：防污染CaO基坩埚涂层的设计和制作，可有效避免石墨坩埚的C污染，为低成本Ti合金的生物学应用创造了条件。 K_2CO_3与TiO_2的摩尔比及煅烧温度是决定钛酸钾产物的主要因素。煅烧温度和时间通过对自生氧化层的作用影响涂层质量和结合强度。原位KDC煅烧工艺的确立必须综合考虑K_2CO_3液相基质、钛的同素异构转变和自生氧化层的影响，同时兼顾煅烧温度和煅烧时间的最佳匹配。K_2Ti_6O_(13)涂层的合成过程可以用一个“包围—反包围”的反应过程来描述。本研究以1050℃煅烧0.5～1h的涂层质量为最佳。KDC煅烧产物主要是白色针状的K_2Ti_6O_(13)晶须，直径和长度分别在1μm和10μm左右。涂层厚度约为6μm，表面粗糙度为1.2μm～1.8μm，适宜表面粗糙度为骨的向内生长提供有利的位置。涂层与基体结合牢固，结合强度可达24MPa以上，是纯HA涂层结合强度的2倍，并能够经受空冷条件下的冷热冲击。膨胀系数的良好匹配、自生氧化层对合成反应的参与以及抛锚效应是高结合强度的主要原因。摩擦磨损实验表明涂层具有良好的耐磨性。 经模拟体液浸泡，涂层表面形成了钙磷比接近人体骨骼的钙磷层。钙磷生长层是为多孔的网状结构，这种结构有利于人体新陈代谢过程中营养物质的传输和骨的生长以及废物的排泄，蜂窝框架又确保了新生骨质具有一定的强度，这表明K_2Ti_6O_(13)涂层具有良好的生物活性。 血液相容性试验表明：与Co-Cr合金相比，K_2Ti_6O_(13)／Ti基生物医学材料的凝血时间较长；K_2Ti_6O_(13)／Ti的血小板粘附量明显少于Co-Cr合金和不锈钢，表明其血液相容性显著优于Co-Cr合金和不锈钢。 经过7天的细胞培养，K_2Ti_6O_(13)／Ti基生物医学材料中的骨细胞繁殖到了6倍左右，与不锈钢和基体钛合金相比，K_2Ti_6O_(13)／Ti具有更优越的生物相容性和生物活性。
戚玉敏[4]2004年在《表面微孔钛/钛基生物医学材料的研究》文中研究表明目前表面改性已成为钛基生物医学材料研究的一个重要方向，其目的是提高材料在生体环境中的生物相容性和生物活性。由于材料的表面形态直接影响了植入材料的生物相容性和种植效果，而生物活性能提高材料的骨键合能力，因此材料形态学表面改性技术和表面生物活化的研究将为生物医学材料的发展提供良好的应用前景。本研究结合了形态学表面改性和化学处理两种方法制备了具有生物活性的表面微孔钛／钛基生物医学材料，并对材料的制备工艺及其生物学性能进行了系统研究。 以廉价的K_2CO_3和TiO_2为原料，用改进的烧结法反应合成钛酸钾晶须，利用SEM、XRD分析了不同原料配比和反应温度及时间对晶须形态、尺寸和相组成的影响，确定了优化的合成工艺，即K／T=1：3～4，900℃×1h合成四钛酸钾晶须；K／T=1：5～6，1000℃×1h合成六钛酸钾晶须。利用TEM对晶须的微结构进行分析和表征。结果表明，晶须的结晶度和外观质量好，收率高。 表面微孔钛的制备采用了独特的工艺方法，即利用钛酸钾晶须包埋纯钛短时间煅烧而后快冷处理后钛独特的氧化分层现象，制备出表面微孔钛，所制得的微孔形态多样，但在基体表面分布均匀，表面粗糙度在5um左右，明显不同于其他形态学表面改性方法获得的微孔形貌。然后采用低温碱浴处理在微孔表面均匀地形成了一层多孔网状的二氧化钛凝胶层，在生体环境中可自发诱导形成呈梯度分布的骨样磷灰石，表现出很好的生物活性。 通过耐蚀性试验、模拟体液培养、体外细胞培养实验对碱浴处理后的表面微孔钛／钛基生物医学材料的耐蚀性、生物相容性和生物活性进行了评价。结果表明：碱浴处理后表面微孔钛／钛基生物医学材料具有很高的耐蚀性、生物活性和生物相容性。
冉均学[5]2003年在《钛基生物医用材料表面改性及模拟体液培养》文中提出生物相容性是钛基生物医用材料研究中应首先考虑的重要问题之一。为了提高材料的生物相容性，本研究对自制的钛基体进行了表面改性处理，并采用模拟体液培养试验评价了表面改性后材料的生物活性，对基体以及表面改性后材料的组织形貌、相组成、生物相容性进行了观察、分析与评估。分别用真空感应熔炼炉和非自耗真空电弧凝壳炉熔炼了钛及钛合金，对不同工艺制备的基体进行组织和成分性能分析，发现石墨坩埚和氧化钙涂层坩埚造成了基体的严重污染，用此种工艺无法熔炼出正常性能的钛合金。通过对电弧炉熔炼的钛合金组织及成分的观察与测定，分析了电弧炉熔炼钛合金的结晶特点，合金元素对组织的影响，以及成分偏析时Mo、Nb、Zr等合金元素的分布规律。对聚六钛酸钾晶须的制备工艺进行了探索，分析了不同原料配比及反应温度对晶须相组成、形态和尺寸的影响。结果表明：当K_2CO_3和TiO_2摩尔比在1∶5.5～1∶6之间时，在适当的温度下用烧结法可制得较高质量的六钛酸钾晶须，晶须直径在0.1～0.3um间，长径比为100～200。依照晶须制备工艺参数，在纯钛表面原位合成了聚六钛酸钾表面功能涂层，涂层是由垂直于基体表面的聚六钛酸钾晶须紧密排列组成，厚约2～3微米。分析了基体表面氧化层对原位合成反应的作用以及固相生成与液相、气相逃逸同步进行的反应方式对钛酸钾晶须取向生长的影响。采用模拟体液培养试验评价了聚六钛酸钾功能涂层的生物活性，并对涂层表面性能以及聚六钛酸钾晶体的隧道结构对液相诱导钙磷沉积能力的影响进行了讨论。利用高温氧化膜与基体间存在的生长应力和热应力导致二者产生物理分层的原理制备了表面微孔钛，采用简单的酸碱两步法对微孔钛表面进行了活化处理，对微孔钛的形成原因以及表面活化反应进行了研究。研究表明微孔取向和形状与基体的组织有关，孔与孔部分连通，孔径在10～40um间，孔深在10～15um间，活化处理后表面形成了一层凝胶层。SBF溶液培养后发现沉积层由蜂巢状多边形胞状物组成，这些胞状物是由网状纳米环无规则排列构成，能谱测定钙、磷元素原子比n(Ca)／n(P)约为1.61∶1，与HA和人骨中的钙磷原子比很接近；通过对沉积机理的分析，认为微孔钛的活性表面和SBF溶液过饱和离子浓度的环境造成了液相中钙磷盐的沉积。
王石磊[6]2009年在《K_2Ti_6O_（13）基生物陶瓷涂层及其晶须增强HA生物陶瓷研究》文中研究表明针对目前硬组织替代用钛合金植入体表面生物陶瓷涂层与基体间界面结合差,在受力和疲劳情况下容易剥落,以及生物陶瓷材料性脆易断裂,植入人体后易早期断裂失效等关键问题,开展了低成本、高性能的生物陶瓷涂层材料与生物陶瓷复合材料研究。本论文通过涂层材料与钛合金基体间的热膨胀系数的匹配设计,优化涂层/基体界面结合,在钛合金基体上沉积六钛酸钾(K2Ti6O13)和K2Ti6O13/HA(羟基磷灰石)生物陶瓷涂层,以获得具有良好生物活性、较高结合强度和耐磨性能的生物活性涂层。首先通过固相反应和化学沉淀法分别制备了K2Ti6O13和HA粉体,确定了粉体的合成工艺,并对其进行了表征;然后用等离子喷涂的方法在Ti-6Al-4V合金基体上分别制备了K2Ti6O13和K2Ti6O13/HA生物陶瓷涂层;利用XRD和SEM技术对材料的相组成和表面与截面形貌进行表征,按照ASTM C-633标准对涂层的结合强度进行了检测,利用摩擦磨损试验机检测了涂层的抗摩擦性能,利用模拟体液培养和傅立叶红外光谱分析了其生物活性。结果表明,本研究所制的K2Ti6O13具有与Ti-6Al-4V相近的热膨胀系数,通过计算可知K2Ti6O13与HA的重量配比为80%:20%时,K2Ti6O13/HA生物陶瓷涂层的热膨胀系数与Ti-6Al-4V合金一致。通过正交实验获得等离子喷涂的最佳工艺参数:电压39.8V,电流850A,主气45L/min,辅气27.9L/min,距离100mm。在此参数下,Ti-6Al-4V合金基体上K2Ti6O13和K2Ti6O13/HA涂层均具有最大的结合强度,分别为20MPa和23.7MPa。所制备涂层厚度为50~100μm。磨损实验表明涂层可以有效地提高钛合金的耐磨性。通过涂层组织观察现,涂层具有凹凸不平的表面,该表面有利于骨组织的长入。物相分析结果表明,复合涂层中K2Ti6O13与HA有相互助熔的作用,并且两者反应生成了TiO2等新物质。涂层经模拟体液培养后,发现K2Ti6O13/HA涂层表面有钙磷层沉积,具有较好的生物活性。另外,本研究还采用冷压成型+1050℃、1100℃、1150℃和1200℃无压大气烧结的方法制备了K2Ti6O13生物陶瓷和HA含量分别为25%、50%、75%和100%的K2Ti6O13晶须/HA复合生物陶瓷。然后利用XRD和SEM对材料的相组成和表面与断面形貌进行了表征,检测了其线收缩率、体积密度和气孔率等物理性质,测试了陶瓷的抗弯强度,并通过模拟体液培养试验表征了生物陶瓷的生物活性。试验结果表明,1100℃烧结的K2Ti6O13陶瓷具有最大的的抗弯强度120MPa;复合陶瓷在1150℃和1200℃时烧结致密,HA含量为50%时具有最大的抗弯强度160MPa。单相K2Ti6O13陶瓷烧结后晶须会熔合成粗大而多孔的柱状晶,强度会有所降低,晶相并未发生大的改变。在复合生物陶瓷体系中,HA能促进K2Ti6O13陶瓷发生相变反应,随着HA含量的增加和烧结温度的升高复合陶瓷中的K2Ti6O13逐渐转变为TiO2,部分TiO2会与HA反应生成CaTiO3,或促进其分解生成TCP。1150℃烧结含50%HA的复合陶瓷不仅具有较大的抗弯强度,可达159MPa,而且经模拟体液培养发现,7天就会长出钙磷层,随着培养时间的延长钙磷层会变的厚且致密。同时,1150℃烧结含75%HA的复合陶瓷也具有很好的生物活性,而K2Ti6O13陶瓷的生物活性不太明显。
崔春翔[7]2004年在《纳米复合材料生物材料及界面微结构的研究进展》文中进行了进一步梳理综述了纳米复合材料、生物材料及界面微结构的研究进展;特别阐明了本课题组近几年来在原位金属基复合材料及界面、钛基生物医学材料、双相纳米永磁复合材料及微结构等研究领域的主要研究思路、学术动态和研究结果.
徐艳姬[8]2005年在《K_2Ti_6O_（13）晶须的制备、生长机理及微结构研究》文中进行了进一步梳理K_2Ti_6O_(13)晶须具有优异的力学性能,其特殊的隧道结构又赋予其许多独特的物理化学特性,如:优良的隔热能力和高化学稳定性,因而在航空航天、汽车、机电、建材和军事等众多领域具有广阔的应用前景。本研究利用高温X射线衍射(HTXRD)、扫描电子显微镜(SEM)和透射电子显微镜(TEM)等手段对K_2Ti_6O_(13)晶须合成过程中温度和时间诱导的相变、形态演化、生长机理、微结构和生长晶体学等进行了较为系统的原位研究,然后以此为基础,基于本研究发现的“纳米崩解效应”、“仔晶合成”和“气相辅助”等现象,指导开发了高品质低成本K_2Ti_6O_(13)晶须制备的新工艺。动态相变分析和晶须形态演化观察表明:K_2Ti_6O_(13)晶须的生长对煅烧温度极为敏感,一定温度下晶须的生长转变几乎是“爆发式的”,但是此后晶须的生长变得很缓慢。晶须的合成宜采用到温装炉并空冷的升降温方式,从而大大缩短生产周期,降低生产成本。基于动态相变分析和晶须形态演化观察,我们提出了两种晶须生长模型用于解释K_2Ti_6O_(13)晶须的生长过程:串并联生长模型和扩散崩解生长模型。基于串并联模型生长的晶须沿轴向存在较小的串联生长台阶和较大的并联生长台阶,且晶须表面存在非晶态的生长过渡层;而基于扩散崩解模型生长的晶须不存在生长台阶,表面几乎没有非晶层。微结构观察结果有力地证明了本实验条件下上述两个模型成立。选区电子衍射(SAED)分析和高分辨透射电镜(HRTEM)观察充分表明:基于不同模型生长的K_2Ti_6O_(13)晶须轴向生长方向均平行于[010]方向,晶须断裂始于沿[010]方向且平行于(?201)面的解理。K_2Ti_6O_(13)晶须的生长模式取决于TiO_2原料的尺寸,临界尺寸判据如下:(1)当TiO_2原料的尺寸小于临界尺寸(160nm)时,K_2Ti_6O_(13)晶须的生长遵守串并联机理;(2)当TiO_2原料的尺寸大于临界尺寸(160nm)时,K_2Ti_6O_(13)晶须的生长首先遵守扩散崩解机理,然后再按串并联机理进一步长大。基于扩散崩解模型,本研究选用200nm左右的TiO_2(其尺寸略大于临界尺寸)作原料,利用崩解出的纳米效应,不仅成功制备了纳米K_2Ti_6O_(13)晶须,而且显著地降低了合成温度,降幅高达200℃,同时大大地缩短了煅烧时间;基于串并联模型,本研究选用10nm左右的TiO_2作原料成功制备了纳米K_2Ti_6O_(13)晶须。以200nm左右的TiO_2作原料,综合利用崩解出的纳米效应和气相辅助方法;或者是以120nm左右的TiO_2作原料,综合利用仔晶合成和气相辅助方法,均可以在较低的煅烧温度和较短的煅烧时间内成功制备高品质的K_2Ti_6O_(13)晶须,从而大大降低制备成本。
崔春翔, 李艳春, 申玉田, 孙继兵, 王如[9]2005年在《纳米金属基复合材料、生物材料、磁性材料及界面微结构的研究进展》文中认为综述了纳米复合材料、生物材料、磁性材料及界面微结构的研究进展;特别是该课题组近 几年在金属基复合材料、钛基生物医学材料和双相纳米永磁复合材料界面等微观结构的研究成果.
参考文献：
[1]. 钛酸钾表面增强钛基生物医学复合材料的研究[D]. 孟凡斌. 河北工业大学. 2000
[2]. 钛基K_2Ti_nO_（2n+1）涂层表面改性生物医学材料研究[D]. 罗海峰. 河北工业大学. 2004
[3]. K_2Ti_6O_（13）/Ti基生物医学材料的制备及生物相容性研究[D]. 徐艳姬. 河北工业大学. 2002
[4]. 表面微孔钛/钛基生物医学材料的研究[D]. 戚玉敏. 河北工业大学. 2004
[5]. 钛基生物医用材料表面改性及模拟体液培养[D]. 冉均学. 河北工业大学. 2003
[6]. K_2Ti_6O_（13）基生物陶瓷涂层及其晶须增强HA生物陶瓷研究[D]. 王石磊. 南京航空航天大学. 2009
[7]. 纳米复合材料生物材料及界面微结构的研究进展[J]. 崔春翔. 河北工业大学学报. 2004
[8]. K_2Ti_6O_（13）晶须的制备、生长机理及微结构研究[D]. 徐艳姬. 天津大学. 2005
[9]. 纳米金属基复合材料、生物材料、磁性材料及界面微结构的研究进展[J]. 崔春翔, 李艳春, 申玉田, 孙继兵, 王如. 自然科学进展. 2005
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