鎂基材料表面微弧氧化生物醫(yī)用陶瓷涂層研究進(jìn)展

李智

（成都醫(yī)學(xué)院藥學(xué)院，四川 成都 610083）

鎂基材料表面微弧氧化生物醫(yī)用陶瓷涂層研究進(jìn)展

李智

（成都醫(yī)學(xué)院藥學(xué)院，四川 成都 610083）

利用微弧氧化技術(shù)在鎂基材料表面原位生成陶瓷膜層，能顯著增強(qiáng)鎂基材料的耐磨性、耐腐性、生物相容性等表面性能，在醫(yī)用鎂基材料表面改性中具有廣泛的應(yīng)用前景。本文主要對鎂基材料表面微弧氧化所用的電解液組成、陶瓷膜的結(jié)構(gòu)組成、復(fù)合生物涂層及其生物相容性的研究現(xiàn)狀進(jìn)行了評述，并對今后的研究前景進(jìn)行了展望。

醫(yī)用鎂基材料；微弧氧化；陶瓷涂層；生物相容性

Author’s address: School of Pharmacology, Chengdu Medical College, Chengdu 610083, China

1 前言

鎂的彈性模量與人體骨骼很相近，將其用作人體骨骼替代材料植入人體，可以避免“應(yīng)力遮蔽”效應(yīng)。另外，鎂還參與人體內(nèi)一系列新陳代謝過程，促進(jìn)骨細(xì)胞的形成，加速骨的愈合。更重要的是，鎂及鎂合金具有非常低的平衡電極電位，特別是在含有Cl-離子的溶液中易被腐蝕而降解，作為植入材料，可以避免二次手術(shù)。鎂及鎂合金在生物醫(yī)用領(lǐng)域顯示出獨(dú)特的應(yīng)用前景，引起了世界范圍的廣泛關(guān)注。但由于鎂及鎂合金在生理環(huán)境中極易降解，因此不能將鎂及鎂合金直接植入人體，而必須對其進(jìn)行表面改性，提高耐腐蝕性，以降低其降解速度。

微弧氧化技術(shù)是在克服以往表面改性需要復(fù)雜工藝缺點(diǎn)的基礎(chǔ)上發(fā)展的一種新型鎂合金防腐技術(shù)，其操作簡單，生成的膜與基體結(jié)合緊密，使鎂合金具有更好的耐蝕性、耐磨性以及更高的顯微硬度，是一種很有希望的醫(yī)用金屬植入體表面生物改性技術(shù)[1]。目前，微弧氧化技術(shù)已大量應(yīng)用于工程用鎂合金的表面處理，以控制鎂合金在工程環(huán)境下的腐蝕速度。這為醫(yī)用鎂及其合金的表面處理奠定了一定基礎(chǔ)。但由于人體內(nèi)環(huán)境與工程環(huán)境有很大的差異，因此，醫(yī)用鎂及其合金表面陶瓷膜的生物學(xué)性能要求也就更高。醫(yī)用鎂及其合金表面陶瓷膜除了具備常規(guī)的耐腐蝕性強(qiáng)、與基體結(jié)合良好的性能外，還必須無毒無害、具有良好的生物相容性和生物活性。因此，制備的陶瓷膜中必須含有鈣和磷以及其他生命元素。本文評述了國內(nèi)外鎂基材料表面微弧氧化生物醫(yī)用陶瓷層的研究現(xiàn)狀，并展望了未來微弧氧化技術(shù)的發(fā)展方向。

2 鎂基材料表面微弧氧化生物陶瓷層研究狀況

2. 1 微弧氧化電解液的化學(xué)組成研究現(xiàn)狀

電解液的化學(xué)組成對陶瓷膜的性質(zhì)和形成特征有著決定性的影響。在堿性電解液中，陽極溶解產(chǎn)生的金屬離子和電解液中含有的其他金屬離子可能會(huì)轉(zhuǎn)變?yōu)閹ж?fù)電荷的膠體微粒。這些微粒能夠參與成膜，從而改變陶瓷膜的微觀結(jié)構(gòu)[2]。

P. Bala Srinivasan等[3]應(yīng)用Ca(OH)2和Na3PO4配制了3種不同濃度的電解液，其中A為2 g/L Ca(OH)2+ 5 g/L Na3PO4，B為2 g/L Ca(OH)2+ 10 g/L Na3PO4，C為2 g/L Ca(OH)2+ 15 g/L Na3PO4。在相同電參數(shù)條件下對AM50鎂合金進(jìn)行了微弧氧化，觀察了陶瓷膜的形貌，分析了其化學(xué)成分，并測量了陶瓷膜的厚度。結(jié)果表明，3種組分的陶瓷膜都包含磷酸鎂和氧化鎂及Ca和P元素；此外，C組分的陶瓷膜還含有磷酸二鈣和過氧化鈣。雖然 3種組分的陶瓷膜化學(xué)組分相似，但其含量、陶瓷膜的表面形貌及厚度都受電解液的電導(dǎo)率和磷酸鹽濃度的影響。磷酸鹽濃度越高，膜層中P元素含量越多；反之，膜層中P元素含量越少。當(dāng)磷酸鹽濃度過高和過低時(shí)，陶瓷膜層上的孔都比較多，其表面形貌比較粗糙；磷酸鹽濃度適中時(shí)，陶瓷膜層上的孔比較少，其表面形貌細(xì)致光滑。電解液的電導(dǎo)率越高，得到的陶瓷膜層越厚。其中，A組膜厚為23 μm，B組膜厚為44 μm，而C組膜厚達(dá)到了69 μm。

姚中平等[4]分別采用兩組電解液對AZ91D進(jìn)行微弧氧化。其中，A為NaOH(4 g/L)、Na6P6O18(2 g/L)、Ca(H2PO2)2(0 ～ 0.6 g/L)，B 為 Na2SiO3(12 g/L)、Na6P6O18(2 g/L)、Ca(H2PO2)2(0 ～ 0.6 g/L)。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，隨著電解液中鈣離子濃度的增加，陶瓷膜中鈣含量也相應(yīng)增加。當(dāng)電解液中鈣離子濃度達(dá)到0.6 g/L時(shí)，陶瓷膜中鈣磷含量幾乎相當(dāng)。在電解液A中形成的陶瓷膜，其鈣、磷含量高于電解液B中形成的陶瓷膜。由A得到的陶瓷膜均勻分布著許多微孔，而在B組分中形成的膜其微孔比A組分少很多，而且分布不均勻。

Wang等[5]采用微弧氧化法在AZ91D鎂合金表面制備了陶瓷膜層。為了使陶瓷膜層中含有生物活性的TiO2，他們在堿性的硅酸鹽電解液中分別加入了體積比為5%和10%的TiO2溶膠。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，未加TiO2溶膠的陶瓷膜上的孔較大，并有微裂紋，陶瓷膜層厚為22 μm。隨著TiO2溶膠濃度的增加，陶瓷膜的孔徑和厚度都相應(yīng)減小，其中，加有5%的TiO2溶膠的陶瓷膜層厚為20 μm，加有10%的TiO2溶膠的陶瓷膜層厚為18 μm。沒加TiO2溶膠的陶瓷膜主要由MgO和少量的Mg2SiO4組成，加有TiO2溶膠的陶瓷膜的外層含有無定形的TiO2。電化學(xué)腐蝕表明，具有陶瓷膜的鎂合金耐腐蝕性明顯高于無陶瓷膜的鎂合金，但隨著電解液中TiO2溶膠濃度的增加，陶瓷膜的耐腐蝕性減小。

張向宇等[6]選用鈣鹽和磷鹽作為電解溶液的主要成分，配制了4種溶液體系：A為Ca(NO3)2–NH4H2PO4，B為Ca(CH3COO)2–NH4H2PO4，C為Ca3(PO4)2–Na3PO4，D為CaCO3–Na3PO4。上述4種溶液體系都采用Ca/P比為1的磷酸鹽濃度。微弧氧化后，利用SEM進(jìn)行觀察和能譜分析，結(jié)果發(fā)現(xiàn)，在A、B和C 3種溶液體系中形成的涂層表面較為平整，但是微孔孔徑較小，不利于羥基磷灰石或類骨磷灰石的生長，且涂層中的Ca/P原子比遠(yuǎn)小于1。在D溶液體系形成的涂層表面微孔尺寸及分布均勻，有利于羥基磷灰石或類骨磷灰石的生成；且涂層中的Ca/P原子比最高，有利于后續(xù)模擬體液浸泡處理活性物質(zhì)的生成。當(dāng)Ca/P比為1.5時(shí)，在D溶液中的涂層孔洞尺寸隨溶液濃度的增大而增大，但繼續(xù)升高溶液濃度時(shí)，微孔的大小分布不均勻，且涂層的顏色逐漸加深。當(dāng)溶液濃度過高時(shí)，涂層表面變得非常粗糙、疏松且有微裂紋產(chǎn)生。當(dāng)磷離子濃度為20 g/L、Ca/P比為1.5時(shí)，得到多孔且分布均勻、富含鈣和磷的涂層，涂層的平均厚度為30 μm。滿足了一般種植體的厚度要求。

綜合分析現(xiàn)有的研究文獻(xiàn)，將各種鎂基體材料微弧氧化的電解液成分、電參數(shù)歸納如表1所示。

2. 2 陶瓷膜的結(jié)構(gòu)組成研究進(jìn)展

鎂合金微弧氧化陶瓷膜由內(nèi)側(cè)緊密層和外部疏松層構(gòu)成。由于疏松層存在大量微孔以及微裂紋，當(dāng)陶瓷膜置于體液中時(shí)，侵蝕性液體會(huì)很快進(jìn)入小孔，進(jìn)而與緊密層相接觸，并發(fā)生腐蝕。因此，陶瓷膜的耐蝕性主要取決于緊密層的厚度和相組成。

姚中平等[4]利用AZ91D鎂合金在NaOH和Na2SiO3體系中制備了微弧氧化陶瓷膜，并對其進(jìn)行了電化學(xué)極化測試。在NaOH體系中，膜層主要含有Mg、Al、P、Ca元素，有少量的MgO，膜厚為3 ～ 5 μm。在Na2SiO3體系中，膜層主要含有Mg、Al、Si、P、Ca元素，有Mg2SiO4和MgO晶體。2個(gè)體系涂層的腐蝕電流密度都比基底鎂合金下降了2個(gè)數(shù)量級，陶瓷涂層大大提高了鎂合金的耐腐蝕性。

Zhang等[7]以壓鑄AZ91D為基材進(jìn)行微弧氧化。涂層主要由δ–MgAl28O40、β–MgSiO4、(Mg4Al4)(Al4Si2)O20和Mg3Al2Si3O12相組成，較大提高了AZ91D在Hank’s溶液中的耐蝕性和耐磨性。

Zhao等[8]在硅酸鹽體系中對99.95%的鑄態(tài)純鎂進(jìn)行了微弧氧化，得到的陶瓷膜層主要由Mg2B2O5、SiO2和 Mg2SiO4組成。并發(fā)現(xiàn)，膜層的厚度和耐腐蝕性都與氧化時(shí)間有著直接聯(lián)系。在恒電流條件下，隨著氧化時(shí)間的增加，膜層厚度逐漸增加；在17 min時(shí)，膜層厚度最大，達(dá)到了30 μm，耐腐蝕性最佳；繼續(xù)延長氧化時(shí)間，膜層則出現(xiàn)裂紋，厚度也減小，耐腐蝕性相應(yīng)減小。

表1 鎂及鎂合金微弧氧化工藝參數(shù)Table 1 MAO process parameters of magnesium and its alloys

曾榮昌等[9]以AZ9l為基材，通過微弧氧化研究材料在模擬體液中的腐蝕性和耐磨性，并探討了對基體材料侵蝕腐蝕的影響。結(jié)果表明，陶瓷膜的耐腐蝕性比基體提高了2個(gè)數(shù)量級，使沒有膜層的基體腐蝕更嚴(yán)重。膜層中的MgCO3相的存在提高了基體的耐磨性。

張向宇等[6]通過微弧氧化電弧的高溫?zé)Y(jié)作用在鎂合金表面制備了多孔、分布均勻且富含鈣磷的生物涂層，陶瓷膜主要由Mg、MgO、Mg3(PO4)2和少量的CaNaPO4相組成，陶瓷膜中富含鈣、磷元素，出現(xiàn)了鈣磷化合物的物相。膜層中MgO含量很高，這對提高膜層耐蝕性很有利。Mg3(PO4)2有利于誘導(dǎo)羥基磷灰石的生成及細(xì)胞的附著和生長，能改善鎂合金與骨的結(jié)合。同時(shí)陶瓷膜的粗糙多孔表面為形核提供了有利位置，可誘導(dǎo)磷灰石的形成，利于鎂合金與人體的結(jié)合生長，縮短愈合時(shí)間。陶瓷膜的極化電位為-1.36 V，與鎂合金基體相比提高約0.29 V。因此，具有較好的耐蝕性；干摩擦下的摩擦系數(shù)為 0.23，與鎂合金基體相比降低約0.15左右，具有較好的耐磨性。在模擬體液的環(huán)境下，涂層表面可形成羥基磷灰石層，具有一定的骨形成能力，表現(xiàn)出較好的生物活性。

2. 3 復(fù)合生物涂層和生物相容性研究進(jìn)展

為了提高鎂合金的生物學(xué)和腐蝕學(xué)性能，一些學(xué)者綜合利用物理方法和電化學(xué)方法的優(yōu)點(diǎn)，在鎂合金表面制備了復(fù)合耐蝕生物涂層。

Xu等[10]先把WE42鎂合金在硅酸鹽體系中進(jìn)行微弧氧化，在陶瓷膜上出現(xiàn)了孔洞和裂紋，然后在陶瓷膜上制備了帶有聚乳酸–羥基乙酸共聚物納米顆粒的交聯(lián)凝膠層。掃描電鏡觀察顯示，納米顆粒能很好地封閉孔洞和微裂紋。研究表明，該復(fù)合涂層既能控制納米顆粒的藥物釋放，又能阻止腐蝕離子擴(kuò)散進(jìn)入陶瓷膜，提高了鎂合金的耐腐蝕性能。

Wu等[11]先在磷酸鹽體系中對AZ91D鎂合金進(jìn)行微弧氧化形成陶瓷膜，增強(qiáng)了鎂合金的耐腐蝕性；然后在含有羥基磷灰石的殼聚糖醋酸溶液中采用電泳沉積方法，在陶瓷膜上沉積了含有不同比例羥基磷灰石和Ca(OH)2的磷酸鈣/殼聚糖涂層，再浸入PBS溶液中，使涂層中Ca(OH)2轉(zhuǎn)變?yōu)镃aHPO4·2H2O和羥基磷灰石，從而提高了鎂合金的生物活性。

Shi等[12]先在含有 NaF的硅酸鹽體系的電解液中對純鎂進(jìn)行微弧氧化，形成的陶瓷膜厚度為12 μm，陶瓷膜主要含有MgO和MgF2相，其表面均勻分布著許多微米級的小孔。將含有TiO2的溶膠凝膠浸漬陶瓷膜，再通過水熱處理，在陶瓷膜上形成了TiO2封閉層，使鎂的耐腐蝕性提高了30倍。

Gao等[13]以Mg–Zn–Ca合金為基底，在硅酸鹽體系中進(jìn)行了微弧氧化，所得的陶瓷膜層上有較多的孔，大孔的直徑約為1 ～ 3 μm，但大多數(shù)孔徑為納米級。陶瓷膜層沒有微裂紋，膜層主要由Mg、O、P和少量的Ca、Na、K元素組成。然后采用電化學(xué)沉積方法在陶瓷膜上制備了棒狀的納米羥基磷灰石層。通過掃描電鏡觀察和能譜測試，棒狀的納米羥基磷灰石沉積在陶瓷膜的孔里，并均勻和密集地覆蓋在陶瓷膜上。原子力顯微鏡顯示，棒狀的羥基磷灰石直徑為95 ～ 116 nm，厚度為42 nm。這種狀態(tài)有利于細(xì)胞的成活。與基底比較，復(fù)合涂層的腐蝕電位增加了161 mV，腐蝕電流密度從3.36 × 10-4A/cm2降到2.40 × 10-7A/cm2，提高了鎂合金的耐腐蝕性。

王亞明等[14]首先采用冷噴涂法在 AZ91合金表面預(yù)置純Ti涂層，其厚度約100 μm，外表面形貌粗糙。再利用65 kW雙極脈沖微弧氧化裝置對純Ti預(yù)置層進(jìn)行表面活化處理。微弧氧化處理后，在Ti層表面產(chǎn)生微弧放電孔，該微弧氧化層厚度約 5 μm，主要成分為Ti2O3，還含有少量鈣、磷等物質(zhì)，提高了冷噴涂Ti層的生物學(xué)活性和致密性。復(fù)合涂層顯著提高了 AZ91合金在模擬體液(SBF)中的自腐蝕電位。它表明，含Ti生物復(fù)合涂層也具有良好的抗腐蝕性能。

查磊等[15]以鑄態(tài)WE42鎂合金為基底材料進(jìn)行微弧氧化，制成了WE42微弧氧化修飾(MAO/WE42)陶瓷膜層，再在陶瓷膜層表面進(jìn)行聚左旋乳酸(PLLA)封孔處理，制成MAO+PLLA修飾的WE42(MAO+PLLA/ WE42)復(fù)合涂層。該復(fù)合涂層在37 °C的Hank’s液中浸泡24 h后，掃描電鏡觀察顯示，WE42表面有結(jié)構(gòu)疏松且分布不均勻的沉淀顆粒堆積，表面孔隙結(jié)構(gòu)增多，出現(xiàn)較重的龜裂，形成大的腐蝕孔洞；MAO/WE42和MAO+PLLA/WE42材料浸泡前后變化較輕，且沉淀顆粒較WE42均勻，變化相對較小，未出現(xiàn)明顯的腐蝕孔洞。MAO及MAO+PLLA表面修飾在WE42鎂合金的表面形成陶瓷膜層，明顯減慢了鎂合金降解產(chǎn)物的釋放速度。復(fù)合涂層提高了WE42鎂合金的耐蝕性。

苗波等[16]研究了不同涂層鎂合金兔下頜骨植入的生物相容性。選取了生物醫(yī)用鎂合金[Mg(98%)–Zn(1%)–Mn(1%)]作為基體材料，并對其進(jìn)行了微弧氧化處理。微弧氧化的工作參數(shù)為：氧化電壓400 V，氧化時(shí)間10 min，脈沖頻率500 Hz，占空比15%。經(jīng)過上述方法得到含鈣、磷的生物活性復(fù)合涂層和含鈣、磷、銀的生物活性復(fù)合抗菌涂層。將微弧氧化得到的兩種鎂合金植入體及未處理鎂合金在無菌手術(shù)條件下植入哈爾濱大白兔的下頜骨內(nèi)，4、8、12周分批處死后取材。對 3種鎂合金植入物的肝、腎進(jìn)行病理學(xué)檢測，均未發(fā)現(xiàn)對其造成不良影響。表明鎂合金表面微弧氧化形成的鈣磷銀涂層及鈣磷涂層植入動(dòng)物體內(nèi)在早期是安全的。體外抑菌試驗(yàn)表明，鈣磷銀涂層鎂合金植入體具有抑菌作用，并能更好地誘導(dǎo)骨修復(fù)。

柳麟翔等[17]探討了微弧氧化 AZ91D鎂合金的骨結(jié)合性能。鏡下結(jié)果顯示，術(shù)后 4周，鎂合金實(shí)驗(yàn)組成骨細(xì)胞數(shù)量較少，且形態(tài)不及純鈦對照組排列規(guī)則，但可見部分骨組織已長入涂層材料中；隨著植入時(shí)間的增加，12周時(shí)長入材料中的新骨數(shù)量及深度也隨之增加，且實(shí)驗(yàn)組和對照組結(jié)果較接近。表明微弧氧化的鎂合金在早期即可提供骨細(xì)胞長入的生物固定作用，且隨著植入時(shí)間的延長，種植體成骨能力逐步增強(qiáng)，與骨組織的結(jié)合更加緊密。種植體界面參差不齊，一方面，提示新骨已經(jīng)長入粗糙的微弧氧化層表面。由此可見，經(jīng)微弧氧化處理后，多孔的材料表面不僅增加了與成骨細(xì)胞的結(jié)合面積，而且有利于與骨界面產(chǎn)生鎖結(jié)現(xiàn)象。另一方面，也提示可能有微量的表面材料溶解，而材料中鎂離子的微量釋放對成骨是有益的。上述跡象表明，微弧氧化后AZ91D鎂合金具有較好的骨結(jié)合性能。

吳婕等[18]將AZ9lD鎂合金引入口腔植入材料研究領(lǐng)域，采用微弧氧化技術(shù)對鎂合金表面進(jìn)行了改性，所用的電解液為含硅無機(jī)鹽溶液，并采用 SIMOXIDE微弧氧化10 ～ 20 min，電壓為400 ～ 600 V，電源功率為65 kW。將微弧氧化AZ9lD鎂合金材料浸提液置于金黃地鼠頰囊黏膜上，通過肉眼觀察及組織切片觀察發(fā)現(xiàn)，該材料對黏膜的刺激性與陰性對照組無明顯差異，反應(yīng)程度均為無刺激。實(shí)驗(yàn)結(jié)果說明，該材料在實(shí)驗(yàn)條件下對口腔黏膜無刺激。此外，他們還對微弧氧化后的AZ9lD鎂合金進(jìn)行了鼠傷寒沙門氏菌回復(fù)突變實(shí)驗(yàn)，結(jié)果表明，材料各劑量組均未引起測試菌株回變菌落數(shù)的明顯增加。微弧氧化AZ91D鎂合金微生物回復(fù)突變實(shí)驗(yàn)結(jié)果為陰性，不具有點(diǎn)突變誘變性。

查磊等[15]對鑄態(tài)的WE42鎂合金進(jìn)行微弧氧化，再用聚左旋乳酸(PLLA)對陶瓷膜進(jìn)行封孔處理。對具有復(fù)合涂層的WE42鎂合金進(jìn)行了生物學(xué)評價(jià)，采用材料浸提液處理人臍靜脈內(nèi)皮細(xì)胞，以MTT比色法檢測細(xì)胞相對增殖率來判斷細(xì)胞毒性的級別，同時(shí)，測定與材料表面接觸2 min后血漿的凝血時(shí)間(PT、RT)及經(jīng)材料浸提液處理的2%人血懸液的溶血率。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，未經(jīng)修飾的WE42鎂合金雖然具有較好的抗凝血性，但其細(xì)胞毒性及溶血反應(yīng)也較強(qiáng)，出現(xiàn)了嚴(yán)重的內(nèi)皮細(xì)胞損傷及溶血現(xiàn)象。而微弧氧化后、以及微弧氧化后再封孔的WE42鎂合金無明顯細(xì)胞毒性作用，涂層具有一定的抗凝血性能。溶血試驗(yàn)結(jié)果顯示，具有涂層的WE42的溶血率均低于無涂層的WE42，且微弧氧化后再封孔的WE42其抗溶血性能優(yōu)于微弧氧化后未封孔的WE42。說明微弧氧化表面修飾可改善WE42鎂合金的生物相容性，PLLA封孔處理可提高WE42鎂合金的抗溶血性能。

3 結(jié)語

利用微弧氧化技術(shù)制備可降解的應(yīng)用于整形外科的鎂合金植入體，具有較大的發(fā)展?jié)摿蛻?yīng)用價(jià)值。但是要將該技術(shù)應(yīng)用于實(shí)際的臨床病例，還有很多工作要做。當(dāng)前仍存在一些不足：

(l) 雖然氧化物涂層可以提高鎂合金的耐腐蝕能力，但是在骨組織的愈合期間，有可能在骨折愈合之前鎂合金就已降解而失去支撐作用。

(2) 微弧氧化后，氧化物涂層只是具有一定的生物活性， 尚需結(jié)合其它實(shí)驗(yàn)對其生物相容性以及物理與化學(xué)性質(zhì)的穩(wěn)定性進(jìn)行全面評價(jià)。

因此，鎂基材料微弧氧化技術(shù)未來的研究方向應(yīng)側(cè)重于：

(1) 通過微弧氧化對鎂基材料表面進(jìn)行處理，賦予其良好的生物活性，并具有一定的抗菌功能。

(2) 通過微弧氧化達(dá)到控制鎂基材料降解速度的目的，使鎂基材料降解速度慢于骨骼愈合速度，并保持良好的力學(xué)性能。

(3) 開發(fā)具有低成本、高效率和界面結(jié)合力好的鎂基材料表面生物涂層微弧氧化制備技術(shù)。

[1] 郭潔, 唐舟, 朱偉. 表面改性在醫(yī)用鎂及鎂合金材料研究中的應(yīng)用[J].生物骨科材料與臨床研究, 2009, 6 (4): 38-41.

[2] 胡會(huì)利, 高寧寧, 于元春, 等. 鎂合金表面微弧氧化陶瓷膜的形成過程研究進(jìn)展[J]. 電鍍與涂飾, 2009, 28 (12): 35-38, 42.

[3] BALA SRINIVASAN P, LIANG J, BLAWERT C, et al. Characterization of calcium containing plasma electrolytic oxidation coatings on AM50 magnesium alloy [J]. Applied Surface Science, 2010, 256 (12): 4017-4022.

[4] YAO Z P, LI L L, JIANG Z H. Adjustment of the ratio of Ca/P in the ceramic coating on Mg alloy by plasma electrolytic oxidation [J]. Applied Surface Science, 2009, 255 (13/14): 6724-6728.

[5] WANG Y M, WANG F H, XU M J, et al. Microstructure and corrosion behavior of coated AZ91 alloy by microarc oxidation for biomedical application [J]. Applied Surface Science, 2009, 255 (22): 9124-9131.

[6] 張向宇. 鎂合金表面微弧氧化制備磷酸鈣生物活性涂層的研究[D]. 佳木斯: 佳木斯大學(xué), 2008.

[7] ZHANG X P, ZHAO Z P, WU F M, et al. Corrosion and wear resistance of AZ91D magnesium alloy with and without microarc oxidation coating in Hank’s solution [J]. Journal of Materials Science, 2007, 42 (20): 8523-8528.

[8] ZHAO L C, CUI C X, WANG Q Z, et al. Growth characteristics and corrosion resistance of micro-arc oxidation coating on pure magnesium for biomedical applications [J]. Corrosion Science, 2010, 52 (7): 2228-2234.

[9] CHEN J, ZENG R-C, HUANG W-J, et al. Characterization and wear resistance of macro-arc oxidation coating on magnesium alloy AZ91 in simulated body fluids [J]. Transactions of Nonferrous Metals Society of China, 2008, 18 (1): 361-364.

[10] XU X H, LU P, GUO M Q, et al. Cross-linked gelatin/nanoparticles composite coating on micro-arc oxidation film for corrosion and drug release [J]. Applied Surface Science, 2010, 256 (8): 2367-2371.

[11] WU C J, WEN Z H, DAI C S, et al. Fabrication of calcium phosphate/chitosan coatings on AZ91D magnesium alloy with a novel method [J]. Surface and Coatings Technology, 2010, 204 (20): 3336-3347.

[12] SHI P, NG W F, WONG M H, et al. Improvement of corrosion resistance of pure magnesium in Hanks’ solution by micro arc oxidation with sol–gel TiO2sealing [J]. Journal of Alloys and Compounds, 2009, 469 (1/2): 286-292.

[13] GAO J H, GUAN S K, CHEN J, et al. Fabrication and characterization of rod-like nano-hydroxyapatite on MAO coating supported on Mg–Zn–Ca alloy [J]. Applied Surface Science, 2010, 257 (6): 2231-2237.

[14] 王亞明, 王福會(huì), 歐陽家虎, 等. AZ91鎂合金表面含Ti生物復(fù)合涂層結(jié)構(gòu)及腐蝕學(xué)性能[J]. 稀有金屬材料與工, 2009, 38 (增刊2): 739-742.

[15] 查磊, 劉寅, 曹路, 等. 表面修飾對鎂合金WE42生物相容性的影響[J].天津醫(yī)藥, 2010, 38 (1): 26-28.

[16] 苗波, 姜德志. 醫(yī)用鎂合金微弧氧化后不同涂層抑菌性及骨誘導(dǎo)性的研究[J]. 黑龍江醫(yī)藥科學(xué), 2009, 32 (5): 7-8.

[17] 柳麟翔, 吳鳳鳴, 朱志軍, 等. 微弧氧化 AZ91D鎂合金骨結(jié)合性能的研究[J]. 口腔醫(yī)學(xué), 2010, 30 (5): 261-263.

[18] 吳婕, 吳鳳嗚, 張新平, 等. 微弧氧化 AZ91D鎂合金的口腔黏膜刺激實(shí)驗(yàn)[J]. 口腔醫(yī)學(xué), 2008, 28 (3): 127-129.

[19] 楊東東. 鎂合金微弧氧化生物醫(yī)用陶瓷層的結(jié)構(gòu)與性能研究[D]. 哈爾濱: 哈爾濱工業(yè)大學(xué), 2007.

[20] 東青. 微弧氧化陶瓷涂層的微觀結(jié)構(gòu)及生物活性研究[D]. 濟(jì)南: 山東大學(xué), 2007.

[21] 徐敏嬌. 鎂合金表面微弧氧化復(fù)合生物涂層的制備及耐蝕性能[D]. 哈爾濱: 哈爾濱工業(yè)大學(xué), 2009.

Research progress of biomedical ceramic coatings obtained by micro-arc oxidation on the surface of magnesium-based materials //

LI Zhi

The ceramic coating in-situ formed on the surface of magnesium-based materials by micro-arc oxidation (MAO) can remarkably improve the surface properties such as wear resistance, corrosion resistance and biocompatibility, which present a extensive application prospect in the surface modification of medical magnesium-based materials. In this article, a review was given on the research status of the electrolyte composition used for micro-arc oxidation on the surface of magnesium-based materials, the structure and composition of the ceramic film, the composite bio-coatings and its biocompatibility. The prospect of future research was forecasted.

medical magnesium-based material; micro-arc oxidation; ceramic coating; biocompatibility

TG178; TG174.453

A

1004 – 227X (2011) 06 – 0029 – 05

2010–09–14

2010–12–18

成都醫(yī)學(xué)院校基金資助項(xiàng)目（10Z10-002）。

李智（1970–），男，四川瀘州人，講師，碩士，研究方向?yàn)樯镝t(yī)學(xué)材料。

作者聯(lián)系方式：(E-mail) lizhicd@163.com。

[ 編輯：韋鳳仙 ]