医用镁锂钙合金及其涂层的耐蚀性的研究

医用镁锂钙合金及其涂层的耐蚀性的研究 重庆理工大学 硕士学位论文 医用镁锂钙合金及其涂层的耐蚀性研究 姓名:孔令鸿 申请学位级别:硕士 专业:材料学 指导教师:曾荣昌 2011-05-27摘要 摘 要 金属材料作为近几十年来最成功的硬组织植入材料,在修复或替换骨组织的生物 材料方面扮演着重要角色。但目前常用的不锈钢、钛合金、钴镍合金等医用金属材料 在生物相容性和力学相容性上存在一定缺陷,且不可降解。医用镁基生物材料具有优 良的生物力学性能,生物相容性和可降解性,是一种具有广阔前景的新型人体植入材 料。然而,镁合金耐蚀性较差,过快的降解速率制约了其在临床应用上的研究和发展。 因此近年来镁合金在模拟人体体液中的腐蚀和保护成为国内外的研究热点。 本课制备的新型 Mg-Ca、 Mg-Li-Ca和 Mg-Li-Ca-Y合金,并进行挤压变形 处理, 分别使用浸涂和电沉积的在其表面进行了制备了硅烷涂层和 Ca-P涂层。通过浸 泡腐蚀实验、析氢和动电位电化学实验研究了 Mg-Ca和 Mg-Li-Ca合金及其表面涂层 在 Hank’s人体模拟体液中的腐蚀行为。考察了热挤压前后合金耐蚀性的变化,探讨 了 Ca、Li、Y元素对镁合金腐蚀性能的影响,研究了涂层的成膜机理及腐蚀保护效 果。采用金相显微镜和扫描电子显微镜SEM观察了合金组织、腐蚀形貌和涂层形貌, 使用能谱分析EDS和 X射线衍射XRD等表面技术分析了合金、涂层以及腐蚀产物 等的成分和结构。 研究表明,镁合金在挤压变形过程中发生了动态再结晶,晶粒细化,第二相弥散 分布,改善了耐蚀性。Ca元素具有细化晶粒的作用,对提高镁合金的耐蚀性有一定 帮助,但当 Ca含量超过一定范围时形成更多的 Mg Ca相,会加重微电偶腐蚀导致腐 2 蚀速率快速升高。Mg-Li-Ca合金极化曲线的腐蚀电流密度较大,但随着浸泡 时间的 延长,腐蚀产物的致密度升高,有效降低了镁合金在 Hank’s溶液中的腐蚀速率。合 金中加入 Y元素后,表面形成致密的氧化膜,提高了阴极析氢阻力,明显改善了镁 合金的耐蚀性。 硅烷预处理工艺提高了Mg-Ca合金的开路电位,缩小了三种Mg-Ca合金在Hank’s 溶液中的腐蚀行为差异,在一定程度上提高了Mg-Ca合金的耐腐蚀性。利用电沉积法 在Mg-Li-Ca合金表面制备Ca-P涂层,涂层的Ca/P原子比为0. 70~0. 79,Ca-P涂层明显 提高了合金基体的耐蚀性能。 关键词:镁锂钙合金,生物材料,模拟人体体液,腐蚀,表面改性 IAbstract Abstract Metals as the most popular implant biomaterials played an important role in repairing and replacing bones in recent decades. However, metallic biomaterials, including stainless steels, titanium alloys and nickel-cobalt alloys used have currently some weakness in their bio-compatibility and bio-mechanical compatibility. Magnesium alloy are potential implant materials due to their excellent biocompatibility, good mechanical property and biodegradable. Unfortunately, the high susceptibility of Mg alloys to corrosion and thus too rapid degradation rate in human body limit their applications in the potentially clinical practice. Therefore, the study has been focused on corrosion and protection of magnesium alloys in simulated body fluidsNewly developed Mg-Ca, Mg-Li-Ca and Mg-Li-Ca-Y alloys had been extrued. The corrosion behavior of the alloys with and without sliane film and Ca-P film in Hank’s solution had been investigated by immersion tests, hydrogen evolution, and potentiodynamic electrochemical tests. The microstructure before and after the extrusion deformation and the effect of calcium, lithium and yttrium on the corrosion behavior of the alloys were studied. And the preparation and the corrosion resistance of silane film on Mg-Ca alloys and Ca-P coating on Mg-Li-Ca alloy were also investigated. The microstructure, corrosion morphology and coating surface was observed by means of scanning electron microscope SEM. Meanwhile X-ray diffraction analysis XRD and Energy dispersive spectrum EDS were employed to characterize chemical makeup of coatings and corrosion productsThe results showed that the grain size of magnesium alloy was decreased substantially with the dynamic recrystallization and the second phases were dispersed during the process of extrusion deformation, and refined with an increase in calcium content. The corrosion resistance of magnesium alloys was improved significantly by the extrusion processAlloying element calcium can refine grains, and enhance the corrosion resistance of magnesium alloys. However, when the content of calcium exceeded a certain range the micro-galvanic corrosion would be promoted due to the formation of more intermetallic compounds Mg Ca. The corrosion resistance of Mg-Li-Ca alloy was not more pronounced 2 in the early immersion period, in comparison with Mg-Ca alloys. Note that with increasing immersion time corrosion products led to a rapid alkalization and reduction in the IIAbstract corrosion rate of magnesium alloys in Hank’s solution. The addition of yttrium into Mg-Li-Ca alloy hinder hydrogen evolution on cathode, thus improved the corrosion resistance of the alloy The silane film increased the corrosion potential and corrosion resistance of the substrates, and reduced the difference of corrosion resistance among three Mg-Ca alloys. A Ca-P coating was prepared by means of electric-deposition on the Mg-Li-Ca alloy. The average Ca/P atomic ratio ranges between 0.70-0.79. The coating exhibited a plate-like morphology and boosted the corrosion resistance of the Mg-Li-Ca alloy Keywords: Magnesium-lithium-calcium alloys, biomaterial, corrosion, Simulated body fluid, surface modification III重庆理工大学 学位论文原创性声明 本人郑重声明:所呈交的学位论文是本人在导师的指导下,独立进行研究所 取得的成果。除文中特别加以标注引用的内容外,本论文不包含任何其他个人或 集体已经发表或撰写的成果、作品。对本文的研究做出重要贡献的集体和个人, 均已在文中以明确方式标明。 本人承担本声明的法律后果。 作者签名: 日期: 年月日学位论文使用授权声明 本学位论文作者完全了解学校有关保留、使用学位论文的规定,同意学校保 留并向国家有关部门或机构送交论文的复印件和电子版,允许论文被查阅和借阅。 本人授权重庆理工大学可以将本学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行 检索,可以采用影印、缩印或扫描等复制手段保存和汇编本学位论文。 本学位论文属于(请在以下相应方框内打“?”): 1.保密?,在年解密后适用本授权书。 2.不保密?。 作者签名: 日期: 年月日 导师签名: 日期: 年月日 1 绪论 1 绪论 1.1 引言 医用生物材料的品种繁多,按照材料成分和性质,可分为医用金属和合金、医用 高分子材料、生物陶瓷材料和生物医学复合材料。目前,广泛应用于骨板、骨钉的生 物医用材料主要是钛及钛合金、不锈钢及聚乳酸类高分子材料等。但经过逐年的临床 发现,这些材料都存在一定的局限性。钛及钛合金、不锈钢等金属材料会发生应力遮 挡效应,即将金属材料植入人体后,因其与人骨材料的弹性模量不匹配产生的人骨受 力被遮挡效应,会使骨骼强度降低、愈合迟缓。而聚乳酸等高分子材料力学性能差, 很难承受较大的负重。另外,一些合金中有毒的可溶性离子释放,材料引起的过敏、 炎症等都会对人体产生潜在危害。特别是当长期植入材料发生松动和位移、暂时性植 入材料完成服役期限之后,都必须进行二次手术取出,这就会给患者在肉体和精神上 带来巨大的痛苦以及经济上的额外负担。因此,需要发展新的骨固定材料,既要有类 似于人骨的力学性能,又要有良好的生物相容性,并且不产生毒性。 1.2 医用镁合金研究现状 [1] 镁作为人体植入材料,一百多年前国外就开始了尝试性的研究 。与其他常用金 属基生物医用材料相比,镁及镁合金具有比重轻、比强度高以及优良的生物相容性、 [2-7] 力学相容性和生物降解性等优点,被认为是应用前景广阔的新型人体植入材料 。 21世纪初,随着镁合金研究的不断深入,以及生产加工和腐蚀防护技术的不断改进, 镁合金作为人体植入材料在生物医学领域的优势不断显现。 近年来,镁基生物医用材料的研究和开发受到前所未有的关注。2006第七届镁 合金及其应用国际会议(德国)论文中仅有三篇涉及医用镁合金研究,2008表面工 程国际会议(ICSE2008)上有 10篇关于镁合金生物材料及涂层研究论文,2009第八 届镁合金及其应用(德国)会议设镁合金生物材料专题,有 5个 7个墙 报,论文 集收录相关论文 12篇。2009年 12月在广州华南理工大学召开的中国生物医学工程 学会生物材料分会首次设有“可腐蚀降解型医用金属材料”专题,其中有 54个镁合金 医用材料研究报告。 [8-9] 但镁的电极电位(-2.37V)很低,表面氧化层存在缺陷,耐蚀性较差 。 镁合金生物材料在人体中的应用难题主要还是集中在腐蚀机理的研究和腐蚀速率的 11 绪论 控制上。人体体液中的各种成分,包括氯化物,磷酸盐,硫酸盐,碳酸盐和血浆都会 [6, 9-12] [7, 8] 不同程度地影响材料的性能 ,镁合金在此环境中的耐蚀性较差 。动物试验研 究表明,镁合金作为骨植入材料在动物体内仅存在较短时间(2-3个月)就会降解消 失,不能满足骨骼生长对力学性能的要求,而人体植入材料通常需要至少 3个月的服 役期。植入件腐蚀速率过快还会导致皮下析氢速率加快,造成不适和植入失败。此外, 腐蚀产物也会造成局部 pH值过高,诱发炎症甚至细胞溶血等临床症状。这些问题在 很大程度上限制了镁合金在生物材料领域的应用,因此开发一种同时具有良好的耐蚀 性和生物相容性的新型镁合金及其表面处理技术成为亟待解决的科研难题。 1.3 提高医用镁合金耐蚀性的途径 [13] 根据镁合金在人体应用中存在的问题, ERINC等 提出可降解医用镁合金的标准 为:在37 ?模拟体液中的腐蚀速率小于0.5 mm/a,有效服役期90 ~180d;室温屈服强 度大于200 MPa,伸长率大于15%。研究结果表明:表面改性、材料合金化、非晶化 [14] 和加工技术是提高镁合金耐蚀性的主要途径。 1.3.1 镁合金生物涂层 涂层作为一种广泛使用的表面改性方法可有效提高材料的耐蚀性能,医用镁合金 [2] 生物涂层主要包括 :活性生物陶瓷涂层(如羟基磷灰石HA)、惰性生物陶瓷涂层(如 TiO、Al O、ZrO等)、阳极氧化膜、化学转化膜(氟化膜、稀土转化膜等)、 金属 2 2 3 2 [13-14] 镀层(如Ti、Zn等)和高分子聚合物(如PLA、PLGA、壳聚糖等)等 。 1.3.1.1 HA [17] HA能与骨头组织直接形成化学结合,而不需要中间有软组织 。人们尝试了化 学沉积、离子束辅助沉积(IBAD)以及电沉积等各种方法来在镁合金表面沉积 HA, [18] 包括 Ca PO OH 和 β-磷酸三钙 β-Ca PO ,β-TCP。Rettig 在研究中发现, 10 4 6 2 3 4 2 Ca只有在含磷酸盐溶液中才能沉积,只能以磷酸钙的形式沉积;而磷酸根在没有 Ca 时也能沉积,它可以与其它离子如镁结合。形成的这些化合物具有低的溶解度。 [19] Lamaka 的研究也发现使用含三磷酸根的溶胶-凝胶预处理可以使 AZ31B镁合金表 面获得一层结合良好的纳米结构的涂层,因为三磷酸根能与镁基体化学反应, 因而可 以起到很好的防护作用。 1 化学沉积 HA 将镁合金放入一些碱性溶液中,然后在模拟人体体液中浸泡一定时间,可在镁合 [10] 金表面形成无定形磷酸钙盐或镁钙磷灰石Ca Mg PO OH 沉淀物。Li等 1-x x 10 4 6 2 21 绪论 把纯镁浸在过饱和 NaHCO -MgCO溶液中,然后再进行热处理。在 SBF中浸泡 14d 3 3 后,处理过的试样上沉积了磷酸钙磷灰石。结果表明,经过热碱处理后,镁在模拟人 - [20] 体体液和含 Cl的 SBF溶液中的耐蚀性均有改善。进一步的研究表明 ,经过碱处理 以后镁合金会产生细胞毒性,且会导致明显的细胞形态和细胞分裂的变化。而未经碱 液处理的镁合金,则没有细胞形态的变化或细胞生长受抑制的情况,也没有细胞毒性。 [21] 耿芳 等人采用低温化学沉积法在多孔镁合金支架表面制备生物活性的 β-磷酸 三钙涂层(β-TCP),膜层厚度约为 50?m。MTT比色法实验证实经过表面处理后的 镁合金支架无细胞毒性;分别采用 SCGE(单细胞凝胶电泳技术)和 FCM(流式细 胞术)分析可知,β-TCP表面处理后的镁合金支架浸提液对细胞 DNA无损伤,对细 胞周期无改变,可满足体内医用植入材料的要求,具有良好的生物安全性。 2 离子束辅助沉积 HA [22] 为了获得较高Ca/P比的磷酸盐蒸发剂,Yang 等人把37%的CaO添加到HA粉末 中,并采用IBAD方法涂敷在AZ31镁合金基体上,经250 ?×2 h的退火处理后,浸泡 在100?的去离子水中0.5 h,最终获得一层Ca-P涂层。浸泡15 d后,含Ca-P涂层试样 的失重量是裸试样的1/5。这CaP涂层明显地降低了镁合金的腐蚀速度。 3 电沉积 HA [23] Song 成功地在 AZ91D上电沉积了一层 HA涂层。在含有 0.1 M CaNO 、 0.06M 3 2 NH H PO、10 ml/L H O,pH值为 4.3的电解液中获得一层由磷酸氢钙水合物 4 2 4 2 2 (CaHPO ?H O)和 β-磷酸三钙Ca PO 组成的涂层。然后将沉积的涂层浸泡在 1 M 4 2 3 4 2 NaOH 溶液中 2 h后转变为 HA。实验结果显示,HA涂层可以提高 AZ91D镁合金在 SBF中的耐蚀性。 将经过预钙吸附和阳极氧化预处理后的镁合金AZ31,分别浸入Hank's 溶液和 [24] Ca-P 溶液中制备Ca-P 基生物陶瓷涂层,Zhang 等人发现在Hank's溶液中镁合金表 面未结晶,表明无法通过仿生溶液沉积的方法在镁合金表面得到涂层。而在Ca-P溶液 中浸泡48 h后,两种预处理的镁合金其表面均获得了主要为DCPD(磷酸氢钙)和少 量TCP(磷酸三钙)的竹叶状或片状结晶体。 [25] 郭磊 等人采用恒电压阴极电沉积法及碱热处理在镁合金表面制备获得 Ca-P涂 层。合金样品经环氧乙烷消毒处理植入家兔体内 4周后,发现 Ca-P涂层表面的磷、 镁、氧和钙元素含量较单纯 AZ31B合金明显增多,其表面分布许多均匀的 Ca-P颗粒, 经过观察发现,Ca-P/AZ31B植入后有轻度炎症反应,溶血率仅为 2.5%。 以上研究表明,镁合金羟基磷灰石转化膜将是很有前景的生物活性涂层。但是羟 基磷灰石在镁合金上应用的研究工作还不系统,存在的主要问题是这类涂层脆性较 [26] 大,并且与镁合金基体的结合力较差,Witte博士 将 HA与镁合金结合制备金属基 复合材料,研究表明,HA在复合材料中可改善腐蚀形貌。 31 绪论 1.3.1.2 惰性陶瓷涂层 在金属材料表面上喷涂某些生物陶瓷材料Al O、ZrO、TiO ,可形成一层多孔 2 3 2 2 性的保护膜。例如,高纯Al O生物陶瓷主要用于关节头和关节臼的制备。 2 3 [27] Zeng 等人采用等离子喷涂法在镁合金AM60上获得TiO涂层。由于基体和多 孔 2 涂层之间的电偶腐蚀,TiO涂层并没有提高AM60在Hank’s溶液中的耐腐蚀性能。然 2 而,用硅酸钠封闭后,明显降低腐蚀速率。喷涂涂层其中一个主要优点是,具有粗糙 [28] 表面与孔隙,并能用无毒试剂和其他涂层密封。Xin 等人采用阴极电弧工艺在镁合 金上成功制得1 ?m厚的Al O /Al和1.5 ?m厚的ZrO /Zr的两种三明治涂层。Al或Zr中间 2 3 2 层是用来阻碍氧化物与镁的直接接触,因此可以增加涂层与基体材料之间的结合强 度。实验结果确实表明,这些涂层与基体材料之间具有良好的结合强度,也改善了耐 蚀性。但由于涂层中的孔隙,在SBF中长时间浸泡,电解液的渗透会使涂层的保护性 能明显地降低。而且研究表明采用阴极电弧工艺获得的涂层比等离子喷涂所得的涂层 要致密,而且具有平整的表面以及与母材良好的结合强度。 用等离子技术获得的陶瓷涂层都有一个共同的不足之处,那就是如果没有进行后 续封闭处理,在SBF中长时间浸泡之后,会降低涂层的腐蚀性能。 1.3.1.3 阳极氧化膜 阳极氧化或微弧氧化MAO或PEO是一种通过施加阳极电流在金属和合金上形 成稳定的氧化膜的工艺。这种涂层也属于陶瓷涂层,具有多孔的特点。 1 阳极氧化膜对耐蚀性的影响 [29] MAO涂层的耐蚀性往往比镁基体高出2个数量级以上, Zeng 等人采用微弧氧化 工艺在挤压态Mg-1.0Ca合金表面制备阳极氧化膜,研究表明经过阳极氧化的Mg-1.0 [30] Ca在Hank’s溶液中的耐蚀性较基材有显著的改善。 Zhang 等指出MAO涂层可显著提 高AZ91D镁合金在Hank’s溶液中的耐蚀性。浸泡21d后,AZ91D微弧氧化试样的失重 2 量是基体的1/15,电极电位也从-1.58V上升到-0.43 V,腐蚀速度从0.029 A/cm下降到 -7 2 2.05×10 A/cm。该研究表明有MAO的镁合金同时具有良好的耐蚀性和耐磨 性。在其 [31] 它研究中, Song 发现阳极氧化商业纯镁在Hank’s溶液中浸泡1个月还没有氢气产生。 这表明MAO涂层确实成功地延缓了镁基体的生物降解。 2 阳极氧化膜对耐磨性的影响 [30] Zhang 等人的MAO涂层润滑滑动磨损试验表明, AZ91D基体的失重量是微弧氧 化试样的1.5倍。但是如果在腐蚀与磨损环境的交互作用下,以上结果恰恰相反。Chen [32] 等人采用微磨粒磨损实验来考察有MAO膜的镁合金AZ91在0.9% NaCl、0.9% NaCl +0.35 g/L NaHCO及0.9% NaCl +0.7 g/L NaHCO三种溶液中磨损腐蚀行为,发现与基 3 3 体相比,MAO膜尽管提高了AZ91的耐腐蚀性能,但由于MAO涂层很脆,会形成磨粒 41 绪论 反而降低了其耐磨性。因此,还需要进一步的腐蚀磨损实验来评价镁合金表面MAO 涂层的耐磨性能。 3 阳极氧化膜对细胞毒性的影响 [33] 郭磊 等利用恒电流阳极氧化技术在 AZ31B镁合金表面形成 MgO膜层,并研 究其细胞毒性。以健康昆明小鼠为实验本体,经微核试验和溶血试验,发现 MgO/AZ31B材料浸提液组的微核率为 4.4‰,与生理盐水阴性对照组无显著差异, 且低于 5‰的国际药典阳性标准,无致突变反应,溶血率为 4.3%,符合生物材料溶 血性的要求(溶血率小于 5%)。这表明 AZ31B经过表面 MgO膜等处理后具有良好 的生物相容性。之后采用体外直接接触细胞毒性试验和 MTT比色法试验,发现 AZ31B 和 MgO/AZ31B材料试验组的成骨细胞合成 ALP(碱性磷酸酶)活性与正常组无显著 性差异,从而证实 MgO膜和 AZ31B材料对成骨细胞的增值和成骨活性无毒性作用。 阳极氧化膜的优点是与基体具有良好的结合力和耐蚀性,这种多孔的膜层可能有 助于组织生长和制备载药涂层。但 MgO磨蚀、腐蚀性能以及是否可降解还有待进一 步研究。 1.3.1.4 化学转化膜 化学转化膜是采用化学或电化学方法在金属表面形成金属氧化物,铬酸盐,磷酸 [34] 盐或其他与表面化学结合的化合物 。镁合金转化膜类型主要有铬酸盐系、磷酸盐系、 锡酸盐系和稀土盐系或氟化镁等。虽然铬酸盐转化膜具有优良的耐蚀性,其主要缺点 是它们有毒性。因此,这一涂层不能应用于人体。针对人体环境中的化学转化膜层主 要有MgF和稀土转化膜。 2 1 MgF转化膜 2 [35] [36] Hassel 和Zeng 等发现,MgF转化膜在模拟体液中具有一定的耐蚀性。Witte 2 [37] 等人 进行挤压态镁合金LAE442家兔体内腐蚀试验时发现,MgF可显著降低镁合金 2 腐蚀速率,此外,临床6周后观察发现MgF涂层延缓了金属元素在体内的释放, 相邻 2 骨骼中氟浓度没有升高,且没有皮下气泡出现,显示了MgF涂层良好的耐蚀性和生 2 物相容性。 2 稀土转化膜 [38] [39] Rudd 和高家诚 等应用稀土转化技术在镁表面制备了一层保护性膜,处理后 [37] 的镁合金耐蚀性能有显著提高。高 使用CeCl 或YNO 溶液来获得转化膜,在纯 3 3 3 镁上这层膜分别由MgOH,Ce O和MgO或MgOH,Y O和MgO组成,且后者的 2 2 3 2 2 3 [40] 耐蚀性优于前者。颜廷亭 等同样使用CeCl在AZ31B镁合金表面制得主要成分为 3 CeO和MgO的转化膜,分析表明处理后的AZ31B镁合金在生理盐水和Hank’s溶液中 2 51 绪论 的耐蚀性显著改善,同时表现出较好的抗凝血性能,具有与316L不锈钢相当的良好血 液相容性。 但这类涂层的缺点是厚度非常薄,不能抵抗任何机械损伤,仅能做打底层使用。 1.3.1.5 高分子涂层 高分子生物活性材料不仅有良好的生物相容性,而且可生物降解和降解产物容易 吸收或代谢,并且有利于细胞的粘附、生长、增殖以及基因表达和调控。现今应用于 镁合金植入材料表面的常见高分子涂层主要有聚乳酸及其共聚物和壳聚糖两类。 1 聚乳酸(PLA)及其共聚物 乳酸或丙交酯在一定条件下聚合,都可得到等规、间规、无规的PLA。PLA的结 构式为:医用聚乳酸(PLA)可在人体内降解,最终产物为二氧化碳和水,参与人体代谢 循环排出,具有较好的生物相容性,已获得美国FDA的批准应用于生物医学领域。聚 乙交酯-丙交酯(PLGA)是目前应用最广泛的一种聚乳酸共聚物,由乳酸与乙醇酸或 乙交酯与丙交酯共聚得到。 [41] 黄晶晶 等人通过选择不同相对分子质量的聚乳酸,并采用硅烷偶联剂对镁植入 材料表面进行预处理,用浸涂法制备镁植入材料表面聚乳酸涂层。处理后的试样在 Hank’s溶液中浸泡10 d后,发现其失重量明显降低,说明镁表面涂覆聚乳酸涂层可有 [42] 效提高其在模拟体液中的耐蚀性。赵常利 等通过采用浸涂提拉法在自制医用Mg-Zn 合金表面获得致密的PL GA(聚乳酸PLA与聚乙交酯PGA共聚)涂层。PL GA涂层有 效提高了镁合金的耐蚀性,在生理盐水中的阳极曲线表明其腐蚀过程存在活化区和钝 化区,并且涂层合金的腐蚀电流比基体小约2个数量级,静态腐蚀速率也要小约2个数 [43] 量级。张萌 等人将PL GA薄膜置于含有Hank’s模拟体液的循环冲刷装置中,与静态 浸泡试验相比较,发现高分子载体表面形貌、失重率以及分子量变化均较慢,这可能 与表面微区酸度变化有关。 但医用PLA或PLGA的酸性降解产物会降低组织周围的pH值,对人体产生一种非 炎症性抗宿主反应,加之其亲水性和机械强度较差,对组织和细胞的黏附生长将会产 [44] 生一定影响 。在聚合物中引入碱性物质如羟基磷灰石,或与呈碱性的壳聚糖混合使 用,可代偿聚合物降解引起的pH值下降,有助于防止无菌性炎症的发生。聚乳酸涂 层降解时的酸性产物反过来会加速镁合金的腐蚀,从而导致环境碱化,其pH值的转 变比值得深入探讨。 61 绪论 2 壳聚糖 壳聚糖是一种安全无毒的可降解生物材料,它由甲壳素在强碱环境下脱乙酰制 得,具有与植物纤维素相似的结构,又具有类似人体骨胶原组织的结构,生物活性极 佳。除了具有止血和抗凝血功能外,高活性的功能基团使得壳聚糖表现出类似抗生素 的特性,能不同程度地抑制多种细菌的生长和活性,同时能分泌多种免疫因 子,调节 体液免疫,增强机体的抗感染能力,增强机体免疫系统功能,消炎止痛,促进伤口愈 合。 [45] 许鑫华 等在镁合金WE43表面涂覆壳聚糖,研究其在Hank’s模拟体液中的腐蚀 性能。试验中涂层与金属基底的结合强度增大,抑制了失粘和起泡,使得自然腐蚀电 位升高,腐蚀电流减小,从而延缓了腐蚀的发生,但总的来说壳聚糖膜对镁合金的腐 蚀性能影响比较复杂。目前对壳聚糖应用于镁合金表面的研究尚处于起步阶段。 1.3.1.6 金属涂层 金属涂层可通过扩散或离子注入来制备。扩散涂层是利用具有一定溶解度的两种 金属通过加热方式形成的涂层。其优点是涂层厚度可以很大;但是,涂层种类受到两 种材料溶解度的限制。离子注入则可在真空条件下在镁合金表面注入几乎任何元素, 但注入深度有限,一般在50-500 nm范围。离子在固溶体中处于置换或间隙位置,形 成不能通过平衡相图预见的表面层。 1 扩散 [46] Duygulu 等人采用真空热扩散结合技术使Zr和Ti6Al4V合金结合到纯镁、 AM60 和AZ31合金上。结果显示镁合金与钛合金几乎不能直接扩散结合,因为这些合金之 间的熔点差别太大,它们之间相互既没有溶解度也无金属间化合物形成。 2 离子注入 [47] Liu 利用离子注入技术将钛注入到AZ91镁合金表面,形成一层混合层和表面氧 化膜。其主要成分为二氧化钛与少量的氧化镁。氧化膜有三个层次。外层主要成分为 10 nm厚的MgO、TiO与MgOH。中间层主要是50 nm厚的TiO、MgO以及少量的 2 2 2 MgAl O和TiO。第三层为从表面上富集的金属Mg,Ti,Al及Ti Al。钛离子注入显著 2 4 3 提高了AZ91基体的开路电位OCP,表明耐腐蚀性能提高。这主要是由于形成了更致 [48] 密的表面氧化膜,合金表面再氧化,增加了Mg Al 相。Zhang 等也在纯镁上通过 17 12 离子注入获得一层致密的、结合良好的Ti涂层,发现该涂层是一层没有孔隙,也无明 [46] 显区别的互扩散层,改善了镁的耐蚀性。值得注意的是,这个结果与Duygulu 所做 的关于Ti和Mg的扩散结合研究结果是不一致的。 71 绪论 [49] 离子注入层不一定总是能提高耐蚀性。Wan 采用离子注入方法在Mg-Ca合金上 制备一层Zn涂层。结果出乎意料,所有的Zn注入层的耐蚀性都比未注入的对比试样 差。这表明Zn对于生物医用Mg-Ca合金来说不是理想的离子注入元素。 1.3.2 材料合金化 合金化是化学成分、相组成和微观结构的重要手段,它是提高镁合金耐蚀性的重 [50] 要途径。添加合金元素Zr,Ca,Sr以及稀土元素等可细化组织 。有研究表明, 具有 良好力学性能的含Zn/Mn镁合金可以成为很有前景的生物可降解材料,例如: [51] Mg Zn Mn合金 。Xu等人在镁合金上添加Mn和Zn元素,可以加快形成含镁磷酸盐 2 0.2 [52] 涂层,对基体合金具有更好的保护作用 。 1.3.3 非晶化 非晶化镁合金不仅比晶化的镁合金有较高的抗局部腐蚀的能力,而且强度与韧性 也远比晶镁合金要高,因而非晶镁合金,特别是大块非晶镁合金的研究受到了极大的 [16] 重视。郑玉峰等 对大块非晶镁合金的制备及其性能进行了大量的研究。但非晶镁合 [53] 金的塑性较差 ,例如非晶态Mg Zn Ca的塑性低于2%,而晶态的塑性可达10% 60 35 5 ~27%。此外非晶镁合金的制造还受到了目前快速凝固技术的限制。 1.3.4 加工技术 1.3.4.1 去除有害杂质 提高镁合金的纯度是一种常用的提高镁合金腐蚀能力的手段,一般高纯镁合金比 纯度低的镁合金具有更优的耐蚀性。提纯镁合金主要是通过冶金的方法进行,如精炼 等,但技术困难,成本也比较高。相对较为容易和经济地去除杂质有害性的方法是在 镁合金中加入一些易与杂质进行反应的元素,使杂质与这些元素结合后变为对腐蚀危 [54] 害不大的物质。医用镁合金中常见的是加入锆元素来降低杂质对腐蚀的危害 。有的 使用AZ系列作为植入材料,通常会加入锰元素。 1.3.4.1 铸造技术 铸造是生产镁合金的主要过程,也是提高镁合金产品耐蚀性的重要手段之一。压 力铸造是较为常见的生产方式之一。镁合金在冷腔压铸时,铸件表层的冷却速度较高, 可认为是快速凝固过程,这就导致表层微观结构细化,第二相分布比较连续,能有效 阻止腐蚀的发展,这样就提高了镁合金的耐蚀性。 81 绪论 1.3.4.2 热处理 热处理是调整合金金相、成分分布和晶粒尺寸的有效手段,它对镁合金的腐蚀有 [55] 很大影响 。常用的方法有时效热处理(T5、T6)。热处理对耐蚀性能的改变很大 程度上决定于它们对合金中第二相分布的影响。进行T5和T6热处理会使大量第二相 析出,形成连续的腐蚀阻挡层,降低腐蚀速率。热处理对镁合金腐蚀性能的影响实质 上是通过镁合金微观组织的变化获得的。 1.3.4.3 挤压变形 挤压也是生产加工镁合金构件的重要方法。从理论上讲,挤压变形过程会在很大 程度上改变镁合金的微观组织结构,因此也会导致镁合金耐蚀性能的改变。 1.4 人体环境中影响镁合金耐蚀性的主要因素 镁及其合金在人体环境中的腐蚀,与自然环境中有相似之处,其降解反应过程为: 阳极反应: 2+ Mg ? Mg + 2e 1.1 阴极反应: - 2H O + 2e ? 2OH + H 1.2 2 2 + 或 2H + 2e ? H 1.3 2 总反应: Mg + 2H O ? Mg OH + H 1.4 2 2 2 1.4.1 体液成分的复杂性[18] 体液成分中多种无机和有机化合物使得镁合金腐蚀过程非常复杂 ,主要成 分包 - - 2- [3,56] 括:Cl、HCO 、HPO 等阴离子 。另外 pH值、蛋白质等也对植入体耐蚀性有 重 3 4 要影响。 1.4.1.1 阴离子的影响 [57] 纯镁及其合金在人体模拟液中的腐蚀行为与一般 NaCl水溶液中的腐蚀相 似 , - - Cl是体液中含量最高的阴离子。在 Cl浓度达到 30 mmol/L时,镁合金表面可见由点 - 蚀形成的腐蚀坑;当其浓度达到 150 mmol/L时,MgOH 与 Cl形成高可溶性的 2 MgCl,并产生大量的氢气。该腐蚀反应可造成镁合金的腐蚀降解。 2 - [32] HCO 离子是人体模拟体液中对镁合金耐蚀性影响较大的离子之一。陈君等人 3 - 研究发现 HCO 离子对 AZ91阳极氧化试样的腐蚀速度有轻微抑制作用,腐蚀电流从 3 91 绪论 -6 2 -6 2 - 2.50×10 A/cm降低到 2.31×10 A/cm;但 HCO 离子却加速 AZ91基体的腐蚀,不 3 -5 2 仅腐蚀电位从-1625 mV降低到-1817 mV,而且腐蚀电流密度从 6.53×10 A/cm 增加 -4 2 - 到 3.04×10 A/cm。值得注意的是,AZ91基体在含 HCO 溶液中阳极极化出现了明 3 - [58] 显的钝化过程,说明在腐蚀后期,HCO 对腐蚀的抑制作用逐渐显现出来。Müller 3 - 发现 HCO 能够提高 SBF的稳定性,并促使羟基磷灰石在生物活性材料表面上形成, 3 - 改变沉积在表面的 Ca?P涂层成分和结构。而当 HCO 浓度较高时,形成 A型 HA; 3 - 当 HCO 浓度低于 20mmol/L,则形成 B型 HA的沉淀物。 3 2- 2+ 2+ 而体液中的 HPO 离子与 Ca 与 Mg 容易形成磷酸盐。研究表明镁合金可促进 4 2+ 磷酸钙的沉积,而且 Mg 可置换磷酸钙中的部分钙离子,形成含有 Mg的羟基磷灰 - 石产物,该产物层可抑制腐蚀性 Cl等腐蚀性离子的传导,从而降低镁合金的腐蚀降 [59,60] 解速率与提高镁合金的骨诱导性 。 1.4.1.2 pH值的影响 在人体环境中,由于镁合金腐蚀而导致 pH值的变化对于人体生理的影响是人们 [2] [61] 最为关心的问题之一。人体血液的正常 pH值一般在 7.2-7.4之间 。我们 的研究结 果显示,不论初始 pH值是酸性或中性,pH值在模拟闭塞腐蚀电池中最终都会维持 在一个稳定的范围 10.5~10.7。如此高的 pH值,人体能否承受?会不会对人体机能 造成不良影响?通过血液流动具体能使植入件周围的 pH值降低多少?这些都是人们 关心的问题。研究发现,进行植入手术后,植入部位的 pH值会降低到约 5.2, 经过 [56] [62] 10到 15天后会回升 。这是否意味着镁合金植入件在初始阶段腐蚀会加速?Lorenz 等人研究了镁合金表面钝化对人体 HeLa细胞(实验用增殖表皮癌细胞)和小鼠成纤 维细胞存活率的影响。抛光的商业纯镁样品在细胞培养液中显示出很高的反应活性, 导致 pH值向碱性方向改变, pH值增长最快的一组样本在 2小时内由 7.68增长到 8.96, 细胞粘附和生存对比受损严重,表明人体细胞很难在高 pH值的环境下正常存在和分 裂。镁合金表面 pH达到 10.2~10.6区间时,细胞溶血率迅速上升。因此镁合金表面 改性对于控制 pH值的增加具有重要意义。 1.4.1.3 蛋白质的影响 [63] 蛋白质对镁合金植入件的腐蚀有很大的影响。Rettig 发现稀土镁合金 WE43在 含白蛋白的 m-SBF溶液中的耐蚀性比在纯 NaCl溶液中要差。白蛋白可能会使镁合金 在浸泡最初的几个小时内表面形成一层阻挡层,但这层无定形磷灰盐仅能略 微提高其 耐蚀性。镁合金在有、无白蛋白的两种 m-SBF溶液中形成的腐蚀产物膜均为非晶态 的磷酸钙碳酸盐Mg, CaxPO yCO zOH,而且白蛋白不影响腐蚀产物的组成。从 4 3 i [16] [56] 腐蚀形貌看,镁合金 WE43在 m-SBF溶液中腐蚀机理为局部晶间腐蚀 。然而, Liu 101 绪论 指出蛋白质与镁合金 AZ91表面之间的相互反应会改变腐蚀的过程和性质,在模拟人 体体液SBF中添加牛血清白蛋白(BSA)可以明显地使开路电位移向更正的方向, 趋向于阻滞局部腐蚀,镁合金在含 1 g/L BSA 的 SBF中耐蚀性大约提高了一倍。 [64] Yamamoto 进一步提出蛋白质对镁合金腐蚀行为的影响主要存在两种作用:1蛋白 质分子的吸附会形成物理阻挡层,抑制腐蚀性离子的传导;2在中性模拟体液中, 暴露出酸性基团的蛋白质分子带有负电荷,会与 Mg离子化合,从而降低表 面磷酸盐 层的保护作用。在上述两种效应的综合作用下,体液中的蛋白质成分会降低镁合金的 腐蚀速率。如果镁合金表面改性,那么蛋白质与镁合金的作用机制将会发生改变。但 目前,还未见有关蛋白质对镁合金生物涂层影响的研究报道。 1.4.2 体液流动效应 [60] Li 等通过动物体内植入实验发现镁合金的体内降解过程不但与其成分相关,而 且与其植入的位置有关。相对于在致密骨内的降解速度,镁合金在骨髓腔内的降解速 [65] 度较高 ,源于骨髓腔内骨髓的流动效应对材料表面腐蚀产物层的影响。此外,血液2+ 23的流动对镁合金的降解速度也会产生影响,流动会增强OH , Mg , CO 和PO 等离 3 4 [66] 子在材料表面的扩散,从而阻碍腐蚀产物的沉积与促进镁合金的腐蚀 。 1.4.3 植入材料生物学行为 [67] 表面/界面和表面改性一直都是医用生物材料研究的核心 ,生物镁合金及其 涂 层耐蚀性能提升的同时,其生物相容性得到越来越多的重视。 生物材料植入体内,首先会在材料的表面/界面发生反应,材料表面吸附的水分 子由于材料表面结构特征发生构型的变化吸附特定的蛋白质,蛋白质通过细胞膜内的 整合素和其他受体介入黏附细胞,相关细胞分子通过蛋白质触发细胞内信号从而决定 了细胞行为、分化途径和基因表达。而常规材料存在的主要问题就是异体反应,材料 表面/界面随机吸附蛋白,会诱使纤维结缔组织包囊膜形成,导致缺血供的包囊膜增 厚,引起包囊膜坏死,成为植入失败的主要因素。 因此医用镁合金表面/界面的选择性吸附功能成为其发展的核心科学问题,但国 内外对于生物镁合金的表面/界面和表面改性的生物相容性研究主要集中在炎症反 应,溶血试验,对细胞周期的影响,对 DNA的损伤等试验上,对于涂层表面细胞吸 附功能的定性、半定量研究还非常稀少,人体植入领域的实际应用研究亟待进一步深 入。 111 绪论 1.5 医用镁合金植入应用存在的问题 目前,虽然有关镁合金的表面腐蚀与防护等方面已经取得了一些进展,但对其在 人体体液环境中的表面/界面反应和表面改性的研究却显得明显不足,镁合金及其涂 层的腐蚀机理、影响腐蚀速率因素控制、生物相容性等方面均需要进一步研究。 从近年来国内外有关镁合金人体植入方面的研究报道可以看出医用镁合金表面/ 界面主要存在以下问题: 1 镁合金腐蚀机理研究。人体内镁合金的腐蚀过程和机理的研究还很肤浅,并 不能综合考虑人体复杂多变的腐蚀环境,人体并不是逐个单一环境的总和,而是不断 运动的整体。例如,在疲劳、磨损微系统环境中的镁合金腐蚀机制尚不清楚,可能存 在氢脆或氢致应力腐蚀开裂。 2 影响腐蚀速度因素的研究。人体是一个复杂的环境,腐蚀条件较为苛刻。对 - 3- - 各种因素如 pH、氧含量、各种阴离子 HCO 、PO 、Cl以及蛋白质等对镁合 金的腐 3 4 蚀速率、腐蚀形貌、腐蚀类型以及表面膜的状态的影响尚未获得充分的认识;考虑到2+ 2体液流速对镁合金基体的腐蚀作用,特别是血液流动会增强 OH , Mg , CO , 和 3 3PO 等离子在材料表面的扩散,从而阻碍腐蚀产物的沉积与促进镁合金的腐蚀,体 4 [5] 外模拟实验结果并不能完全代表镁合金在体内的腐蚀情况 。 3 生物相容性和功能性的研究。当代生物医学材料科学的重点和前沿是应用生 物学原理并与生物技术结合,赋予材料生物结构和生物功能,充分调动人体自我康复 的能力,重建或再生被破坏的组织或器官,或回复和增进其功能,实现病变或缺损组 织或器官的永久康复。所以对医用镁合金进行表面改性的另一个重点是要赋予医用镁 合金表面/界面生物功能化,诱导组织再生和形成(选择性吸附蛋白、构成可激活和 调控细胞基因表达的微环境),控释药物和生物活性物质(药物、细胞素、基 因),具 备抗菌性、抗凝血性、抗组织增生等生物功能。 医用镁及合金处于材料学、生物学、医学等多学科交叉点上,表面改性的目的是 提高其在人体体液中的耐腐蚀性能,以减缓体内降解速率,并具备优良的生物相容性 和功能性,但一般来看,单一涂层难于满足人体环境对于综合性能(如耐蚀、耐磨、 抗腐蚀疲劳、选择性吸附等)的要求。如何将各学科理论综合起来转化为工程应用, 选择适当的技术工艺开发具有表面/界面复合功能的新型医用镁合金,有待我们提出 更多的设想并在实际操作上有所