隨著中青年骨創(chuàng)傷增多和人口老齡化加劇，生物醫(yī)用材料需求增長(zhǎng)迅速。理想的生物醫(yī)用鈦合金材料需具有生物相容性、低彈性模量、高耐腐蝕性能和良好的生物活性等[1]。生物醫(yī)用鈦合金，尤其是Ti6A14V材料因其良好的力學(xué)性能、抗腐蝕性和生物相容性，在臨床上被廣泛應(yīng)用于人體骨和牙缺損的修復(fù)。然而，由于自身的生物惰性，植入體與骨組織之間的生物結(jié)合能力不夠理想，易因相互磨損發(fā)生松動(dòng)甚至脫落，引起周圍組織發(fā)炎等問(wèn)題[2]。而且由于現(xiàn)工程應(yīng)用鈦合金的彈性模量顯著高于人骨組織，植入后會(huì)發(fā)生應(yīng)力遮蔽現(xiàn)象，導(dǎo)致種植體周圍骨吸收，引起種植體松動(dòng)[3]。同時(shí)研究發(fā)現(xiàn)，Ti6A14V植入人體后，會(huì)與人體體液發(fā)生反應(yīng)而釋放V、Al等離子，V可引起惡性組織反應(yīng)，可能對(duì)人體產(chǎn)生毒副作用[4]，Al則會(huì)引起骨質(zhì)疏松和精神紊亂等病癥[5]，且鈦合金植入物植入后引起的細(xì)菌吸附和繁殖問(wèn)題也不能忽視[6~9]。目前醫(yī)用鈦合金材料的性能突破途徑主要有2個(gè)方面：其一是通過(guò)成分設(shè)計(jì)制備綜合性能優(yōu)異的鈦合金。研究[10~13]發(fā)現(xiàn)，含Mo、Nb、Ta、Zr等無(wú)毒元素的β鈦合金含有較高含量的β穩(wěn)定元素，具有較低的彈性模量(E = 55~80 GPa)以及良好的剪切性能和韌性。其二是通過(guò)表面改性手段改善使用性能。鈦合金植入人體后，其表面與植入環(huán)境中的組織細(xì)胞發(fā)生直接接觸作用，所以植入體表面的物化特性是影響植入體植入成功率、穩(wěn)定性和使用壽命的關(guān)鍵因素[14]。為了增強(qiáng)鈦合金植入體的生物相容性，提高其在體內(nèi)的穩(wěn)定性，進(jìn)一步縮短愈合時(shí)間，需在植入之前對(duì)植入體進(jìn)行表面改性。

在各種表面改性方法中，噴砂酸蝕(SLA)技術(shù)憑借效果顯著、操作簡(jiǎn)便等優(yōu)點(diǎn)成為常用的表面改性技術(shù)之一。SLA的特點(diǎn)在于噴砂后進(jìn)行酸蝕處理，可清除殘留在表面的噴砂顆粒，既保留了噴砂形成的較大“凹面”(一級(jí)孔洞結(jié)構(gòu))，又增加了酸蝕形成的較小“凹陷”(二級(jí)孔洞結(jié)構(gòu))，噴砂造成的凹陷能夠促進(jìn)細(xì)胞在材料表面的停留，而酸蝕處理增加植入體表面的砂坑深度，這使試樣表面得到充分粗化，表面積大大增加，有利于提高植入體的結(jié)合強(qiáng)度[15]。酸溶液的種類與濃度、酸蝕的時(shí)間及溫度是主要的工藝參數(shù)，對(duì)于Ti6A14V合金，使用高溫濃HCl和高溫濃H2SO4處理更容易獲得連續(xù)性較好的二級(jí)微米孔洞結(jié)構(gòu)[16,17]。但是酸蝕需要較長(zhǎng)時(shí)間才可以得到理想的微米結(jié)構(gòu)。研究[18]表明，超聲波在液體中傳播時(shí)，可以導(dǎo)致超聲空化。此時(shí)，液體中的微小氣泡在超聲波的作用下發(fā)生振動(dòng)、生長(zhǎng)、收縮、崩潰等一系列過(guò)程，在氣泡崩潰時(shí)釋放出大量的能量，形成局部高溫和高壓的極端物理環(huán)境，引發(fā)高速的液體流動(dòng)，通過(guò)增加質(zhì)量轉(zhuǎn)移、微射流、電子轉(zhuǎn)移活化和電化學(xué)修飾而使腐蝕加速。

研究表明，具有微納米復(fù)合結(jié)構(gòu)的表面能夠促進(jìn)成骨細(xì)胞的增殖和分化[19]，而且通過(guò)納米級(jí)和微米級(jí)表面特征的結(jié)合，模擬骨的分級(jí)結(jié)構(gòu)，可以改善體內(nèi)植入物的骨整合，縮短愈合時(shí)間[20]。鈦合金表面經(jīng)熱氧化工藝處理后可形成具有不同納米形貌和結(jié)構(gòu)的氧化膜層，其中感應(yīng)加熱(IHT)是一種基于電磁感應(yīng)理論和電流的熱效應(yīng)實(shí)現(xiàn)對(duì)金屬熱處理的快速熱氧化技術(shù)[21]。不同于傳統(tǒng)熱氧化技術(shù)，IHT可以以非常快的加熱速率實(shí)現(xiàn)對(duì)金屬基體的熱氧化處理，并且制備出的表面氧化膜性質(zhì)均勻，最大程度地減少了對(duì)內(nèi)部基體材料的額外熱影響。此外，IHT還具有快速、環(huán)保、高效和易操作等優(yōu)點(diǎn)，除了在金屬的熔化和冶煉、鋼材的快速熱處理等工業(yè)生產(chǎn)得到越來(lái)越廣泛的應(yīng)用，近年來(lái)也逐漸應(yīng)用在生物醫(yī)用金屬植入物材料表面改性領(lǐng)域[22]。

具有微納米多級(jí)結(jié)構(gòu)的鈦合金植入體以其較好的綜合性能具有良好的應(yīng)用前景，但在表面改性、孔形貌的控制、生物活化及骨組織誘導(dǎo)機(jī)理方面的研究仍然需要進(jìn)一步探索。本工作分別采用濃HCl、稀HCl與稀H2SO4混合酸腐蝕Ti6A14V合金，研究了酸蝕試劑、酸蝕時(shí)間和超聲對(duì)Ti6A14V合金酸洗形貌和結(jié)構(gòu)的影響規(guī)律。同時(shí)結(jié)合IHT氧化，在Ti6A14V基體表面構(gòu)建微/納尺度結(jié)構(gòu)，尋找最佳表面結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的工藝參數(shù)，為開發(fā)新的表面生物活化方法提供參考。

實(shí)驗(yàn)用Ti6Al4V合金化學(xué)成分(質(zhì)量分?jǐn)?shù)，%)為：Al 6.18，V 4.17，F(xiàn)e 0.172，C 0.03，N 0.01，H 0.001，O 0.18，Ti余量；合金供貨狀態(tài)為退火態(tài)，抗拉強(qiáng)度935 MPa，屈服強(qiáng)度863 MPa，延伸率12%。采用線切割將Ti6Al4V合金加工成10 mm × 10 mm × 2 mm的片狀試樣。試樣表面分別使用丙酮、乙醇和去離子水進(jìn)行去污處理，依次采用400~1000號(hào)的SiC砂紙打磨，再用去離子水進(jìn)行表面清洗，最終在40℃溫度下干燥。

本實(shí)驗(yàn)采用的噴料為250 μm剛玉，壓力為0.8 MPa，噴砂槍口與基體表面之間的距離設(shè)定為1 cm，角度為90°，噴砂時(shí)間為60 s。

為探究酸蝕試劑、酸蝕時(shí)間、超聲等對(duì)試樣表面酸蝕形貌和結(jié)構(gòu)的影響，對(duì)噴砂后的Ti6Al4V基體進(jìn)行如下酸蝕處理。

(1) 采用(36%~38%)HCl (質(zhì)量分?jǐn)?shù)，下同)腐蝕Ti6Al4V合金，酸蝕溫度為70℃，酸蝕時(shí)間分別為10、20和30 min。

(2) 采用20%HCl∶30%H2SO4 = 1∶1 (體積比)混合酸腐蝕Ti6Al4V合金，酸蝕溫度為70℃，酸蝕時(shí)間為60 min；同時(shí)設(shè)置超聲組，超聲功率300 W，超聲頻率40 kHz。

最后將酸蝕處理后的試樣用去離子水超聲清洗，烘干，得到所需試樣。

為在Ti6Al4V合金表面獲得微納米多級(jí)結(jié)構(gòu)，在噴砂酸蝕后引入感應(yīng)加熱工藝。采用頻率為30 kHz的感應(yīng)加熱設(shè)備，加熱溫度800℃，用紅外測(cè)溫儀進(jìn)行溫度監(jiān)控。

體外模擬體液(SBF)浸泡實(shí)驗(yàn)已被廣泛用于預(yù)測(cè)材料的生物活性。實(shí)驗(yàn)中SBF按照Kokubo配方和方法配制[23]，依次將試劑按量加入36.5℃去離子水中，然后用Tris溶液和1 mol/L鹽酸調(diào)節(jié)，使溶液最后pH值穩(wěn)定在7.40。

將待沉積的試樣放置在清潔的50 mL塑料試管中，每個(gè)試管加入50 mL的SBF，封口后放入36.5℃恒溫水浴鍋中。SBF每2 d更換一次，全部待沉積試樣連續(xù)浸泡14 d，取出后在鼓風(fēng)干燥箱中干燥。

采用Rigaku DMAX-2500PC型X射線衍射儀(XRD)分析試樣表面的物相組成。以波長(zhǎng)為0.15406 nm的銅靶(CuKα )為輻射源，加速電流為100 mA，加速電壓為40 kV，掃描速率為4°/min，掃描角度為10°~90°。

采用SU-70型掃描電鏡(SEM)觀察分析試樣的表面微觀形貌和結(jié)構(gòu)，并采用其能譜儀(EDS)對(duì)試樣表面微區(qū)進(jìn)行元素的定量分析。SEM和EDS測(cè)試時(shí)的加速電壓分別為5和15 kV。

采用LSM-800型激光掃描共聚焦顯微鏡測(cè)量試樣表面的三維形貌和粗糙度。激光波長(zhǎng)為405 nm，利用Zen Blue軟件計(jì)算掃描區(qū)域的算術(shù)平均粗糙度(Sa)。每個(gè)樣品在表面不同位置上測(cè)試3次，Sa的平均值(Ra)作為該試樣的平均表面粗糙度。測(cè)試前保證試樣表面的平整和清潔，測(cè)試區(qū)域隨機(jī)選取，使結(jié)果更具有代表性。

采用DSA100S型接觸角測(cè)量?jī)x測(cè)量接觸角。使用微升注射器將2 μL去離子水滴滴于每個(gè)樣品的表面上，并將樣品預(yù)先調(diào)整到一定的高度，以確保液滴與樣品表面剛好足夠的接觸。水滴滴落圖像由攝像機(jī)記錄，并通過(guò)測(cè)量?jī)x自帶的圖像分析軟件計(jì)算接觸角。

Ti6Al4V合金經(jīng)噴砂+ (36%~38%)HCl酸洗的SEM像如圖1所示。噴砂表面(圖1a)粗糙不均勻，出現(xiàn)了鑿坑溝壑痕跡、裂紋及尖銳的邊角，部分位置還存在嵌入基體的顆粒。這或是由于Ti6Al4V基體表面經(jīng)磨粒切削和鑿入后形成了一些微觀缺陷，部分磨粒在高壓氣體作用下高速?zèng)_擊并鑿入基體表面形成的[24]。嵌入基體的磨粒不僅使Ti6Al4V表面不均勻，還會(huì)給種植體材料表面的細(xì)胞增殖及骨整合帶來(lái)不良影響[25~27]。但是噴砂處理也有其相應(yīng)的優(yōu)點(diǎn)，Szmukler-Moncler等[28]認(rèn)為噴砂可以提高種植體在生物體中的牢固程度，經(jīng)過(guò)生物體植入實(shí)驗(yàn)10周后，噴砂相比對(duì)照組將種植體錨固增加了49.3%。

Ti6Al4V合金經(jīng)噴砂+ (36%~38%)HCl酸洗后，得到直徑20~40 μm的凹坑與2~3 μm的微孔的復(fù)合結(jié)構(gòu)(圖1b~d)。隨酸洗時(shí)間延長(zhǎng)，微孔內(nèi)壁的階梯結(jié)構(gòu)更加明顯，直徑變化較小。酸蝕僅10 min (圖1b)時(shí)，鈦合金表面噴砂后形貌仍較為完整，凹坑邊緣清晰可見，但已開始被腐蝕，表面較為粗糙；酸蝕20 min (圖1c)后，噴砂后的凹坑邊緣更加模糊，出現(xiàn)大量微坑；酸蝕30 min (圖1d)后，微坑變得更細(xì)小，出現(xiàn)模糊的類似臺(tái)階的階梯狀結(jié)構(gòu)。文獻(xiàn)[29~31]表明，經(jīng)過(guò)酸蝕處理的植入物表面比沒有經(jīng)過(guò)表面處理的植入物具有更好的細(xì)胞黏附性。Chauhan等[32]經(jīng)探究得出結(jié)論，對(duì)Ti6Al4V酸蝕處理的最優(yōu)溫度為60~80℃，此時(shí)合金的表面呈現(xiàn)多孔形貌，這與本實(shí)驗(yàn)結(jié)果(圖1b~d)相符。

圖2是Ti6Al4V合金經(jīng)噴砂 + 20%HCl∶30% H2SO4 = 1∶1 (體積比)混合酸酸洗60 min的SEM像。混合酸酸蝕出現(xiàn)了與濃HCl酸蝕相似的類階梯狀結(jié)構(gòu)。Park等[33]的研究表明，H2SO4和HCl的混合雙酸蝕刻處理后會(huì)使Ti表面纖維蛋白和成骨細(xì)胞附著增加，從而使生物相容性大大提高。Ti6Al4V合金經(jīng)噴砂+混合酸酸蝕60 min，表面出現(xiàn)了淺淺的波紋形貌(圖2c)，推測(cè)其為階梯形貌的初始階段，該酸蝕條件對(duì)Ti6Al4V合金腐蝕程度較輕，因而沒有形成明顯的層狀階梯結(jié)構(gòu)；外加超聲后，相同的酸蝕條件下出現(xiàn)了明顯的層狀階梯結(jié)構(gòu)(圖2d)，由此可見，超聲能加速Ti6Al4V合金的表面腐蝕。

關(guān)于出現(xiàn)階梯狀結(jié)構(gòu)的原因至今尚未明確。任冰等[34]認(rèn)為由于噴砂的影響，在鈦合金表面形成了明顯的層疊狀破碎裂紋，并且布滿尖銳的邊角和鋸齒狀邊緣。經(jīng)過(guò)酸蝕后，部分噴砂后殘留的碎渣被去除，邊角變得圓滑，層片狀碎屑被細(xì)化，出現(xiàn)了均勻的孔洞結(jié)構(gòu)，大孔洞與小孔洞互相重疊嵌套。隨著酸蝕的時(shí)間增加，原本腐蝕出的孔洞邊緣繼續(xù)被腐蝕，孔洞變大，而暴露出來(lái)的凹坑底部也被繼續(xù)腐蝕，形成更深一層階梯的小孔洞。葛永梅[35]提出了晶界腐蝕形成機(jī)理，晶界腐蝕是指沿著或緊挨著晶粒邊界發(fā)生的腐蝕。晶界上原子排列不規(guī)則，結(jié)構(gòu)較晶粒內(nèi)部疏松，且存在位錯(cuò)等缺陷，因而晶界易受腐蝕(熱侵蝕、化學(xué)腐蝕)，由于晶界與晶粒本體存在電位差，當(dāng)腐蝕進(jìn)行一定的時(shí)間后，部分晶界被腐蝕掉，晶體呈層狀分開，出現(xiàn)臺(tái)階結(jié)構(gòu)。

超聲波能在溶液中引起空化效應(yīng)，它是指溶液中存在的微小氣泡核在超聲的作用下不停地迅速生成和崩塌閉合的現(xiàn)象，這種局部短暫超聲負(fù)壓產(chǎn)生空化氣泡[36]。由于超聲波是一種振動(dòng)波，在溶液中傳播時(shí)會(huì)在介質(zhì)中形成周期性交替的正負(fù)壓，因此產(chǎn)生的空化氣泡會(huì)被壓縮最終破裂[37]，在空化氣泡消失的瞬間，微小內(nèi)部空間內(nèi)會(huì)產(chǎn)生劇烈的溫度和壓強(qiáng)變化，產(chǎn)生瞬間高溫(5000 K)和高壓(200 MPa)，這導(dǎo)致急劇的升溫冷卻速率(> 109 K/s)[38]。在超聲空化過(guò)程中會(huì)伴隨著微射流和聲沖流，進(jìn)而能促進(jìn)酸液的進(jìn)一步腐蝕和自由基的產(chǎn)生，這些伴隨效應(yīng)還能對(duì)液/固界面起到?jīng)_刷、侵蝕作用，使得反應(yīng)的液/固界面得以活化。此外，超聲波還具有攪拌和機(jī)械震蕩作用，更進(jìn)一步促進(jìn)酸蝕反應(yīng)過(guò)程中的傳熱和傳質(zhì)，使得酸蝕過(guò)程加速。

Ti6Al4V合金經(jīng)過(guò)噴砂后，相較混合酸酸洗，(36%~38%)HCl酸洗可以在更短的時(shí)間內(nèi)得到理想的凹坑與微孔的微米復(fù)合結(jié)構(gòu)，再考慮到超聲對(duì)酸洗的加速作用，最終確定噴砂 + (36%~38%)HCl超聲酸蝕10 min (下文記作SLA)作為微納復(fù)合結(jié)構(gòu)中微米結(jié)構(gòu)的制備工藝。

圖3為Ti6Al4V合金經(jīng)過(guò)SLA + IHT后在SBF中浸泡14 d的XRD譜。Ti6Al4V合金經(jīng)過(guò)SLA后，表面主要為Ti基體的衍射峰；再經(jīng)過(guò)IHT后表面生成了金紅石(rutile)相TiO2；在SBF中浸泡14 d后，表面出現(xiàn)了明顯的羥基磷灰石(HA)衍射峰。

Ti6Al4V合金經(jīng)過(guò)SLA + IHT形成的多級(jí)結(jié)構(gòu)及SBF浸泡結(jié)果如圖4所示。Ti6Al4V合金經(jīng)過(guò)SLA后，表面形成了20~40 μm的大坑和2~3 μm的小坑的復(fù)合結(jié)構(gòu)(圖4a1)。再經(jīng)過(guò)IHT后，在微米復(fù)合結(jié)構(gòu)表面生成了納米氧化物(圖4b1)。在SBF中浸泡14 d后，噴砂酸蝕表面既沒有HA沉積，也沒有被腐蝕，而是維持了微米復(fù)合結(jié)構(gòu)形貌(圖4c1)；值得一提的是，經(jīng)過(guò)SLA + IHT得到的微納米復(fù)合結(jié)構(gòu)表面沉積了一層厚厚的HA層(圖4d1)。一方面，OH-可以與TiO2的Ti+鍵合形成Ti—OH，在pH = 7.4時(shí)，酸性Ti—OH基團(tuán)可以去質(zhì)子化以形成[Ti—OH]-，帶負(fù)電的[Ti—OH]-表面可以選擇性吸附帶正電的Ca2+形成CaTiO3。隨著Ca2+的增加，表面帶正電并吸引$\mathrm{P}{\mathrm{O}}_{\mathrm{4}}^{\mathrm{3}-}$形成CaP微晶。隨著HA形核，CaP微晶不斷吸附SBF中的Ca2+和$\mathrm{P}{\mathrm{O}}_{\mathrm{4}}^{\mathrm{3}-}$并逐漸達(dá)到飽和，導(dǎo)致形成厚而均勻的HA層[39,40]。此外，微坑和納米顆粒的結(jié)合顯著增加了比表面積，這為HA提供了更多可能的形核位點(diǎn)。有研究[41]表明，過(guò)大的氧化物微晶對(duì)HA的沉積有負(fù)面影響，而金紅石TiO2會(huì)隨著IHT溫度的升高而增大，因此本工作中的800℃ IHT氧化得到的氧化物顆粒尺寸適于HA沉積。

根據(jù)EDS結(jié)果，Ti6Al4V合金經(jīng)過(guò)SLA后，表面含有Ti、Al、V元素，而未見O等其他元素(圖4a2)，因?yàn)殁伜辖鸨砻孀园l(fā)形成的氧化層被酸蝕，O元素轉(zhuǎn)移到溶液中。經(jīng)過(guò)IHT后，出現(xiàn)了O元素(圖4b2)，因?yàn)楦邷厥光伜辖鸨砻嬷匦卵趸闪思{米氧化物；此外，所含有毒元素Al的質(zhì)量分?jǐn)?shù)不超過(guò)5.5%，有毒元素V的質(zhì)量分?jǐn)?shù)不超過(guò)4.5%，濃度都符合安全標(biāo)準(zhǔn)[42]。微納米多級(jí)結(jié)構(gòu)經(jīng)過(guò)SBF浸泡14 d后表面含有大量Ca、P、O元素(圖4d2)，結(jié)合XRD結(jié)果，證明得到的多級(jí)結(jié)構(gòu)具有較高的生物活性。

圖5給出了Ti6Al4V合金經(jīng)過(guò)SLA + IHT后表面的三維形貌和粗糙度。Ti6Al4V合金經(jīng)過(guò)噴砂后表面粗糙，表面高度差為70 μm左右(圖5a)，粗糙度為(3.25 ± 0.20) μm；再經(jīng)過(guò)酸蝕后，高度差減小至約25 μm (圖5b)，粗糙度減小為(2.68 ± 0.27) μm；最后經(jīng)過(guò)IHT后，表面高度差繼續(xù)減小至約15 μm (圖5c)，粗糙度進(jìn)一步降低為(1.55 ± 0.09) μm。骨植入材料與生物體相互作用的第一階段是基于整聯(lián)蛋白受體與細(xì)胞外基質(zhì)(extracellular matrixc，ECM)中配體相互識(shí)別和作用的細(xì)胞黏附[43]，而金屬植入體的表面形貌特征會(huì)對(duì)組織細(xì)胞在其上的黏附生長(zhǎng)和黏附強(qiáng)度產(chǎn)生很大的影響，最主要的影響因素是微觀幾何尺寸和表面粗糙度[44]。有研究[45]表明噴砂等機(jī)械加工可以增加細(xì)胞的黏附性，但也有研究[46]得出相反結(jié)論。總之，細(xì)胞類型、表面粗糙度及具體的加工方法都會(huì)對(duì)細(xì)胞的黏附產(chǎn)生影響，但未給出具體的粗糙度閾值[47]。一般情況下適當(dāng)提高粗糙度可以提高細(xì)胞接觸面積，提供更多附著位點(diǎn)，有利于細(xì)胞黏附。

潤(rùn)濕性的影響因素有表面化學(xué)成分和表面微結(jié)構(gòu)。圖6是Ti6Al4V合金經(jīng)過(guò)SLA + IHT后表面的水滴形貌圖和接觸角。表面粗糙度增加的同時(shí)提高了親水表面的親水性和疏水表面的疏水性[48]。Ti6Al4V合金經(jīng)過(guò)噴砂后表面呈親水性，酸洗后試樣表面粗糙度減小，表面親水性降低，表面接觸角由26.9° ± 5.5°增大到129.5° ± 1.9°，接觸角增大幅度極大，表面變得極不潤(rùn)濕；經(jīng)過(guò)IHT后，一方面粗糙度減小會(huì)降低疏水表面的疏水性，另一方面表面化學(xué)成分發(fā)生改變，表面生成氧化物，潤(rùn)濕性提高，接觸角降低為104.7° ± 2.8°。

Ti6Al4V合金經(jīng)噴砂 + (36%~38%)HCl及20%HCl∶30%H2SO4 = 1∶1 (體積比)混合酸酸洗后，表面均形成了幾十微米大坑和幾微米微孔的復(fù)合結(jié)構(gòu)，其中微孔內(nèi)壁出現(xiàn)階梯狀結(jié)構(gòu)；隨酸洗時(shí)間延長(zhǎng)，微孔內(nèi)壁階梯結(jié)構(gòu)更加明顯；超聲可以加速酸蝕，超聲組相比對(duì)照組能產(chǎn)生更明顯的階梯狀結(jié)構(gòu)。Ti6Al4V合金經(jīng)噴砂 + (36%~38%)HCl超聲酸洗10 min + 800℃ IHT氧化后，表面保留了微米級(jí)復(fù)合結(jié)構(gòu)的基礎(chǔ)上生成了納米氧化物，得到了微納米多級(jí)復(fù)合結(jié)構(gòu)。SBF浸泡實(shí)驗(yàn)表明制備的微納米多級(jí)結(jié)構(gòu)具有較高的生物活性。