新型可降解生物醫(yī)用鎂合金JDBM的研究進(jìn)展

袁廣銀，章曉波，牛佳林，陶海榮，陳道運(yùn)，何耀華，蔣 垚，丁文江

(1. 上海交通大學(xué) 材料科學(xué)與工程學(xué)院 輕合金精密成型國家工程研究中心，上海 200240；2. 上海交通大學(xué) 附屬第三人民醫(yī)院骨科，上海 201900；3. 上海交通大學(xué) 附屬第六人民醫(yī)院骨科，上海 200233)

新型可降解生物醫(yī)用鎂合金JDBM的研究進(jìn)展

袁廣銀1，章曉波1，牛佳林1，陶海榮2，陳道運(yùn)3，何耀華3，蔣 垚3，丁文江1

(1. 上海交通大學(xué) 材料科學(xué)與工程學(xué)院 輕合金精密成型國家工程研究中心，上海 200240；2. 上海交通大學(xué) 附屬第三人民醫(yī)院骨科，上海 201900；3. 上海交通大學(xué) 附屬第六人民醫(yī)院骨科，上海 200233)

鎂合金因具有與人體骨頭接近的密度和彈性模量、高比強(qiáng)度和比剛度、生物可降解性以及生物相容性等優(yōu)點(diǎn)，近10年來國內(nèi)外研究人員對(duì)其應(yīng)用于骨內(nèi)植物、骨組織工程支架和心血管支架等領(lǐng)域進(jìn)行了廣泛的研究。然而，目前大多數(shù)研究均以現(xiàn)有商用鎂合金為對(duì)象，如含Al元素的AZ31、AZ91以及含重稀土元素的WE43等，并未考慮到作為生物材料的安全性等問題。本文作者闡述鎂合金作為生物醫(yī)用材料的優(yōu)勢、面臨的挑戰(zhàn)以及應(yīng)對(duì)策略；重點(diǎn)介紹上海交通大學(xué)輕合金精密成型國家工程研究中心近年來圍繞自行研發(fā)的新型生物醫(yī)用鎂合金JDBM開展的研究工作；最后展望可降解生物醫(yī)用鎂合金的應(yīng)用前景和發(fā)展方向。

可降解生物醫(yī)用鎂合金；骨內(nèi)植物；心血管支架；生物相容性；生物降解性能

從21世紀(jì)初開始，以生物可降解鎂合金為主要代表的具有生物可降解特性的新一代醫(yī)用金屬材料的研究發(fā)展迅速，受到了人們的特別關(guān)注[1-2]。這類新型醫(yī)用金屬材料改變?nèi)藗兺ǔ⒔饘僦踩氩牧献鳛樯锒栊圆牧鲜褂玫膫鹘y(tǒng)思想，巧妙地利用鎂基金屬材料在人體環(huán)境中易發(fā)生腐蝕(降解)的特性，來實(shí)現(xiàn)金屬植入物在體內(nèi)逐漸降解直至最終消失的醫(yī)學(xué)臨床目的。

與其他醫(yī)用金屬材料相比，鎂合金具有如下的優(yōu)勢：

1) 可降解性。鎂合金具有較低的腐蝕電位，在含有氯離子的體內(nèi)環(huán)境下易發(fā)生腐蝕，并以緩慢腐蝕的方式在體內(nèi)完全降解，可實(shí)現(xiàn)鎂在人體中的降解吸收。

2) 生物安全性高。Mg作為人體必需的營養(yǎng)元素，在人體內(nèi)含量僅次于Ca、K、Na，排第4位。目前，許多發(fā)達(dá)國家已將鎂列為人體必需元素，補(bǔ)鎂的重要性并不亞于補(bǔ)鈣。世界衛(wèi)生組織建議成人每天需要的攝鎂量為280～300 mg，少年兒童為250 mg，嬰幼兒為80 mg。Mg的生理功能主要體現(xiàn)在它能催化或激活機(jī)體325種酶系，參與體內(nèi)所有能量代謝。對(duì)肌肉收縮、神經(jīng)運(yùn)動(dòng)機(jī)能、生理機(jī)能及預(yù)防循環(huán)系統(tǒng)疾病和缺血性心臟病均具有重要作用[3-4]。鎂的排泄主要通過泌尿系統(tǒng)，它在人體內(nèi)吸收不會(huì)導(dǎo)致血清鎂含量的明顯升高。圖1所示為人體內(nèi)Mg的吸收和排泄動(dòng)態(tài)平衡分布[5]。通常食物中所含鎂的 30%～50%由腸胃吸收。另外，腎臟是Mg代謝調(diào)節(jié)的中心，血漿中自由Mg離子和 Mg鹽每天由腎小球進(jìn)行過濾，其中，95%～98%由腎小管進(jìn)行再吸收。由于腎小管的再吸收將影響血漿中Mg的濃度，如果從腸胃吸收的Mg的吸收量增加，則腎小管的再吸收量就會(huì)減少，排泄量增加，使得血漿中的Mg濃度保持一定。因此，采用鎂合金作為醫(yī)用可降解生物材料具有良好的醫(yī)學(xué)安全性基礎(chǔ)[3]。

3) 生物力學(xué)相容性好。表1所列為幾種常見植入材料及鎂與人體骨物理機(jī)械性能的對(duì)比結(jié)果[6]。從表1可見，鎂是目前所有金屬材料中生物力學(xué)性能與人體骨最接近的金屬材料，傳統(tǒng)醫(yī)用不銹鋼的彈性模量E=200 GPa左右, 傳統(tǒng)醫(yī)用鈦合金(Ti-6Al-4V)彈性模量也高達(dá) 110 GPa，而天然骨的彈性模量則為 3～20 GPa(不同部位，骨的彈性模量不同)。骨內(nèi)固定修復(fù)材料的彈性模量如果與骨的彈性模量相差較大，就會(huì)導(dǎo)致“應(yīng)力遮擋”[7]，而影響骨的修復(fù)愈合。而鎂的彈性模量E=45 GPa，最接近骨的彈性模量，可有效緩解“應(yīng)力遮擋”。此外，鎂合金的密度通常為 1.74～2.0 g/cm3，與自然骨密度1.8～2.1 g/cm3也最相近。由此可見，鎂的物理機(jī)械性能比其他醫(yī)用金屬材料更接近于生物骨，是最理想骨內(nèi)固定修復(fù)材料。

4) 成本低。鎂是包括海洋在內(nèi)地球表層最為豐富的金屬元素，價(jià)格低廉。目前金屬鎂錠的市場價(jià)格在2萬元(RMB)/t左右，而鈦錠的價(jià)格在8萬元(RMB)/t以上。

圖1 人體內(nèi)Mg的吸收和排泄動(dòng)態(tài)平衡分布圖[5]Fig.1 Distribution of dynamic absorption and excretion equilibrium of Mg in human body

表1 幾種植入材料在物理力學(xué)性能方面同人骨的對(duì)比概括[6]Table1 Summary of physical and mechanical properties of various implant materials in comparison to natural bone

鑒于鎂合金材料具有上述優(yōu)勢，可降解醫(yī)用鎂合金被譽(yù)為“革命性的金屬生物材料”[8]而受到全世界的關(guān)注。最近幾年成為美國、德國、日本等發(fā)達(dá)國家在生物材料領(lǐng)域競相發(fā)展最重要的研究方向。其中，德國GKSS輕金屬研究所自2007年始，每年獲得500萬歐元的滾動(dòng)經(jīng)費(fèi)支持，研究開發(fā)新型可降解鎂合金；美國國家自然科學(xué)基金會(huì)于 2008年在北卡萊羅納農(nóng)業(yè)大學(xué)投資1 800萬美元建立“革命性醫(yī)用金屬材料”國家工程研究中心，用于以可降解鎂合金為主的新型醫(yī)用金屬材料及植入器件研究[8]。此外，已有德國的Biotronik公司(血管支架)和 AAP公司(骨內(nèi)植物產(chǎn)品)、美國的Boston Scientific公司(心血管支架)等跨國醫(yī)療器械生產(chǎn)企業(yè)均在致力于可降解鎂合金植入器件產(chǎn)品的研發(fā)及臨床應(yīng)用試驗(yàn)。在我國，上海交通大學(xué)、北京大學(xué)、中國科學(xué)院金屬研究所、重慶大學(xué)、鄭州大學(xué)等高等學(xué)校及科研院所也開展了可降解生物醫(yī)用鎂合金的研究工作，并取得了可喜的研究成果。

1 可降解醫(yī)用鎂合金材料研究面臨的主要挑戰(zhàn)及其應(yīng)對(duì)策略

目前，在醫(yī)用鎂合金材料研發(fā)方面，國內(nèi)外研究人員主要集中在對(duì)現(xiàn)有商用鎂合金如 Mg-Al[9]系、Mg-RE系[10-11]和Mg-Zn系[12]等進(jìn)行生物醫(yī)學(xué)評(píng)價(jià)，包括歐洲已經(jīng)進(jìn)入人體臨床研究的心血管支架也都是采用商用稀土鎂合金WE43制成。而常規(guī)商用鎂合金直接作為生物材料使用存在風(fēng)險(xiǎn)，主要是因?yàn)樯逃面V合金是作為結(jié)構(gòu)材料使用的，設(shè)計(jì)時(shí)沒有考慮材料的生物相容性等問題。如AZ系列合金中含有的Al元素不屬于人體的必需微量元素，被認(rèn)為具有神經(jīng)毒性，是導(dǎo)致早老性癡呆的因素。含Al的鎂合金在體內(nèi)試驗(yàn)時(shí)已觀察到中度排異反應(yīng)。國際生物鎂合金研究領(lǐng)域著名學(xué)者WITTE等[2]曾指出“目前在研究含Al的鎂合金的生物醫(yī)學(xué)評(píng)價(jià)方面取得了許多體外和體內(nèi)的試驗(yàn)數(shù)據(jù)，然而Mg-Al系等商用鎂合金在尚無專門商用生物鎂合金問世之際只能臨時(shí)作為可降解鎂合金的試驗(yàn)載體進(jìn)行動(dòng)物體內(nèi)生物學(xué)評(píng)價(jià)和表面涂層等工藝驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)，而不能植入人體內(nèi)”。由此可見，雖然目前國外在采用傳統(tǒng)商用鎂合金進(jìn)行醫(yī)學(xué)評(píng)價(jià)研究方面取得了一些成果，顯示了鎂合金作為可降解醫(yī)用材料的光明前景。但是，目前的商用鎂合金還存在腐蝕降解速度過快，腐蝕模式為嚴(yán)重的局部腐蝕(點(diǎn)蝕)，降解行為不可控，力學(xué)性能、生物相容性有待進(jìn)一步提高的問題。而在開發(fā)新型高強(qiáng)韌、高耐蝕、降解行為可控、對(duì)人體安全的生物鎂合金材料方面進(jìn)展不大。這為我國生物材料工作者研發(fā)具有自主知識(shí)產(chǎn)權(quán)的新型高性能醫(yī)用鎂合金材料提供了可發(fā)揮的空間。

在設(shè)計(jì)高強(qiáng)韌醫(yī)用鎂合金時(shí)，需要考慮以下3方面：

1) 生物安全性。在合金設(shè)計(jì)時(shí)，必須選擇生物安全性較高的合金化元素。

2) 高強(qiáng)韌(服役功能性)。雖然我們希望鎂基生物材料可降解，但需要在完成它的功能之前具備必要的強(qiáng)度和塑性，以保證服役功能需求。ERINC等[13]提出了一套鎂合金作為可降解骨科植入材料的性能指標(biāo)：① 在37 ℃模擬體液中的腐蝕速率應(yīng)小于0.5 mm/a，保證有效服役期在 90～180 d。② 室溫屈服強(qiáng)度高于200 MPa，伸長率大于10%(骨板等內(nèi)固定受力件)；而對(duì)于心血管支架材料，則要求更高的塑性與中等強(qiáng)度匹配，如伸長率大于 20%，室溫屈服強(qiáng)度高于 200 MPa。

3) 降解行為的可控性。目前報(bào)道的鎂合金在模擬體液和動(dòng)物體內(nèi)的降解行為大多呈現(xiàn)嚴(yán)重的局部腐蝕(點(diǎn)蝕)。未來臨床上需要的鎂合金降解是均勻腐蝕，因?yàn)橹挥芯鶆蚋g，才能預(yù)測鎂合金在生物體內(nèi)的服役壽命，才有可能通過內(nèi)植物尺寸大小設(shè)計(jì)、涂層工藝改進(jìn)等措施實(shí)現(xiàn)降解行為的可調(diào)控和服役壽命的可預(yù)測。筆者認(rèn)為，上述3方面是相互關(guān)聯(lián)、相互影響的，在設(shè)計(jì)醫(yī)用鎂合金時(shí)必須統(tǒng)籌考慮。生物安全性是前提，高強(qiáng)韌(服役功能性)是基礎(chǔ)，降解的可控性是應(yīng)用目標(biāo)。

因此，如何選擇生物相容性好的合金元素，設(shè)計(jì)高強(qiáng)韌(強(qiáng)度和塑韌性匹配)的醫(yī)用鎂合金，同時(shí)通過合金成分設(shè)計(jì)和組織結(jié)構(gòu)調(diào)控實(shí)現(xiàn)醫(yī)用鎂合金降解行為的可控，成為新型醫(yī)用鎂合金研發(fā)過程中必須解決的問題。本文作者將主要介紹近年來上海交通大學(xué)輕合金精密成型國家工程研究中心在上述研究思想指導(dǎo)下在可降解醫(yī)用鎂合金材料研究領(lǐng)域的研究進(jìn)展。

2 上海交通大學(xué)生物醫(yī)用鎂合金的研究進(jìn)展

上海交通大學(xué)輕合金精密成型國家工程研究中心，作為我國重要的鎂合金材料及精密成型工藝研究的國家級(jí)研究基地，近年來在可降解醫(yī)用鎂合金材料研究領(lǐng)域也取得了令國際同行矚目的研究成果。該研究中心研究人員與醫(yī)學(xué)研究人員合作，積極開展生物醫(yī)用鎂合金材料的臨床應(yīng)用基礎(chǔ)研究。上海交通大學(xué)研究人員運(yùn)用第一性原理計(jì)算與分子動(dòng)力學(xué)模擬方法，并與實(shí)驗(yàn)相結(jié)合，從原子、分子水平深入系統(tǒng)地探索了鎂的變形機(jī)制，定量評(píng)估了所優(yōu)選的生物相容性好的合金元素對(duì)鎂中層錯(cuò)能及位錯(cuò)滑移、孿生等變形傾向的影響，設(shè)計(jì)開發(fā)了生物相容性好、強(qiáng)度和塑韌性相匹配、腐蝕行為接近均勻腐蝕的新型高性能生物醫(yī)用鎂合金 Mg-Nd-Zn-Zr基合金系列(Jiao Da bio-magnesium series，簡稱JDBM)，已經(jīng)分別申請(qǐng)中國和國際專利保護(hù)。該合金體系中通過加入少量細(xì)胞毒性輕微(臨床可接受)的輕稀土元素 Nd[14]作為低合金化元素，Nd的加入可以保證鎂合金具有良好的時(shí)效析出強(qiáng)化和固溶強(qiáng)化效果，并可大幅度提高鎂合金基體的電極電位，減小基體與第二相的電偶腐蝕電位差，從而提高鎂合金的耐均勻腐蝕性能。同時(shí)加入 Zn和Zr進(jìn)行微合金化，Zn是人體必需的微量營養(yǎng)元素，Zn的加入可提高合金的強(qiáng)度，同時(shí)有效促進(jìn)室溫下鎂合金非基面滑移的發(fā)生，從而提高鎂合金的塑性加工能力；Zr作為晶粒細(xì)化劑，可顯著細(xì)化晶粒，提高合金的強(qiáng)韌性和耐蝕性，Zr在鎂合金中的生物相容性也已經(jīng)被證實(shí)[15]。

圖2 上海交通大學(xué)研究開發(fā)的醫(yī)用鎂合金JDBM系列的力學(xué)性能拉伸曲線Fig.2 Mechanical properties tensile curves of biomedical JDBM magnesium alloy series developed by Shanghai Jiao Tong University: (a) JDBM-1 with high strength and moderate ductility for bone implants application; (b) JDBM-2 with high ductility and moderate strength for vascular stent application

2.1 JDBM的顯微組織及力學(xué)性能

上海交通大學(xué)研究開發(fā)的可降解生物醫(yī)用鎂合金JDBM 系列共分為兩大類：1) 針對(duì)醫(yī)用骨內(nèi)植物器械，研究開發(fā)了“高強(qiáng)度中等塑性”醫(yī)用鎂合金，簡稱 JDBM-1。其力學(xué)性能范圍：拉伸屈服強(qiáng)度σ0.2=320～380 MPa，伸長率 δ=8%～18%(取決于變形加工工藝)，如圖2(a)。2) 針對(duì)可降解血管類支架等介入微創(chuàng)醫(yī)療器械，研究開發(fā)了“高塑性中等強(qiáng)度”醫(yī)用鎂合金，簡稱JDBM-2。其力學(xué)性能范圍：拉伸屈服強(qiáng)度 σ0.2=180～280 MPa，伸長率 δ=20%～32%(取決于變形加工工藝)，如圖2(b)所示。圖3所示為JDBM系列合金典型的鑄態(tài)顯微組織和擠壓變形后的顯微組織?？梢?，該類合金顯微組織的特點(diǎn)是無論是鑄態(tài)組織還是擠壓變形態(tài)組織，均非常細(xì)小，普通金屬型鑄態(tài)組織二次枝晶臂尺寸約為30～50 μm，450 ℃擠壓變形后(擠壓比9)橫截面晶粒尺寸約為3～5 μm，遠(yuǎn)低于商用鎂合金AZ31、AZ91等鎂合金同樣制備條件下的80～100 μm(鑄態(tài))和 10～20 μm(擠壓態(tài))顯微組織尺寸。JDBM合金系列強(qiáng)度、塑韌性、耐蝕性能和生物相容性全面超越目前歐洲已進(jìn)入臨床實(shí)驗(yàn)用的鎂合金WE43，達(dá)到了國際先進(jìn)水平。

圖3 JDBM合金典型鑄態(tài)和擠壓變形態(tài)(450 ℃擠壓，擠壓比9)的顯微組織Fig.3 Optical images showing typical microstructures of as-cast JDBM (a) and as-extruded JDBM extruded at 450 ℃with extrusion ratio of 9 (b)

圖4 高純 Mg、AZ91D和 JDBM 在模擬體液中的腐蝕速率[16]Fig.4 Corrosion rate of high pure Mg, AZ91D and JDBM immersed in SBF[16]

2.2 JDBM的生物降解性能

JDBM合金在模擬體液中具有理想的耐蝕性能。張佳等[16]研究了高純Mg、T4態(tài)AZ91D和T4態(tài)JDBM 3種材料在模擬體液(Simulated body fluid，SBF)中的生物腐蝕性能(見圖4)。結(jié)果表明：JDBM在模擬體液中的腐蝕速率與高純Mg接近，遠(yuǎn)低于AZ91D的，顯示出理想的耐蝕性。此外，JDBM在模擬體液中浸泡10 d后的腐蝕形貌與高純Mg的接近，近乎表現(xiàn)為均勻腐蝕，而 AZ91D表現(xiàn)為嚴(yán)重的局部腐蝕行為，如圖5所示。

圖6所示為AZ91D與JDBM在NaCl溶液中的腐蝕原理示意圖[17]。而模擬體液中的主要成分也是NaCl，因此其機(jī)理相似：對(duì)于 AZ91D合金，在腐蝕的開始階段，未腐蝕區(qū)域的電位在-1.52 V左右，而腐蝕區(qū)域的電位在-1.73 V左右，這樣腐蝕區(qū)域的電位低于未腐蝕區(qū)域的，形成局部微電池，在微電池原理的作用下，在接下來的腐蝕階段里，腐蝕區(qū)域充當(dāng)陽極，繼續(xù)遭到腐蝕，從而導(dǎo)致腐蝕方向繼續(xù)往深入方向發(fā)展，形成嚴(yán)重的局部腐蝕；對(duì)于JDBM合金，在腐蝕的開始階段，未腐蝕區(qū)域的電位在-1.75 V左右，而腐蝕區(qū)域的電位在-1.72 V左右，這樣腐蝕區(qū)域的電位高于未腐蝕區(qū)域的，根據(jù)電偶腐蝕原理，腐蝕方向?qū)⒊闹芊较虬l(fā)展，因此，呈現(xiàn)相對(duì)均勻的腐蝕方式。實(shí)現(xiàn)均勻腐蝕降解對(duì)于生物醫(yī)用鎂合金具有至關(guān)重要的意義，因?yàn)橹挥袑?shí)現(xiàn)均勻腐蝕而不是一般商用鎂合金的局部腐蝕(點(diǎn)腐蝕)，醫(yī)用鎂合金的服役壽命才能預(yù)測，才具有臨床應(yīng)用的可靠性。

ZHANG 等[18]研究了不同擠壓溫度(250、350和450 ℃)下JDBM在模擬體液中浸泡10 d后的生物腐蝕性能。結(jié)果表明，JDBM經(jīng)擠壓后耐蝕性能顯著提高。并且對(duì)擠壓態(tài)JDBM時(shí)效處理(200 ℃，8 h)后耐蝕性能得到進(jìn)一步提高，如圖7所示。已有研究表明，晶粒細(xì)小有利于提高鎂合金的抗腐蝕性能[19-20]。此外，SONG 等[21]指出，AZ91D 鎂合金中第二相 Mg17Al12在腐蝕過程中具有雙重作用：如果基體晶粒細(xì)小，而第二相的體積分?jǐn)?shù)達(dá)到一定程度且近乎連續(xù)地分布在基體周圍，第二相會(huì)起到阻礙合金腐蝕的作用；反之，則由于電偶腐蝕加劇合金的腐蝕。在JDBM鎂合金中，Mg12Nd是耐蝕相，其腐蝕電位比基體Mg的腐蝕電位略微正一點(diǎn)[22]，因此，第二相因電偶腐蝕帶來的副作用很小，而細(xì)小的晶粒加之分布相對(duì)均勻的第二相在一定程度上起到阻礙合金腐蝕的作用。因此，擠壓的JDBM的腐蝕速率明顯降低。

圖5 高純Mg、AZ91D和JDBM在模擬體液中浸泡10 d洗去腐蝕產(chǎn)物后表面和截面的SEM像[16]Fig.5 SEM images of surfaces ((a), (b), (c)) and sections ((d), (e), (f)) of high pure Mg((a), (d)), AZ91D((b), (e)) and JDBM((c), (f))immersed in SBF for 10 d after cleaning corrosion products[16]

圖6 AZ91D和JDBM合金腐蝕過程示意圖[17]Fig.6 Schematic diagrams of corrosion evolution for AZ91D and JDBM alloys[17]: (a) Initial corrosion, AZ91D; (b) After corrosion for long time, AZ91D; (c) Initial corrosion, JDBM; (d) After corrosion for long time, JDBM

JDBM在模擬體液中浸泡10 d后表面生成一層致密的腐蝕層，如圖8(a)和(c)所示，其主要腐蝕產(chǎn)物為Mg(OH)2和(Ca, Mg)3(PO4)2；在腐蝕層外表面形成白色顆粒狀的羥基磷灰石(HA)，HA是人骨的組成部分，HA在鎂合金表面的生成可加速骨組織的愈合。洗去腐蝕產(chǎn)物后在SEM下觀察到擠壓態(tài)JDBM的腐蝕形貌比T4態(tài)的更加均勻，如圖 8(b)和(d)所示。這種均勻腐蝕方式對(duì)可降解生物醫(yī)用材料非常重要，因?yàn)榭山到忉t(yī)用內(nèi)植物材料(如骨固定物、心血管支架等)在服役期間如果發(fā)生嚴(yán)重的局部腐蝕，可造成內(nèi)植物器械突然性過早斷裂失效；而均勻腐蝕則可避免上述情況的發(fā)生。JDBM的均勻腐蝕方式比其他生物鎂合金更有優(yōu)勢，有望成為生物醫(yī)用鎂合金的理想選擇。

圖7 不同狀態(tài)下JDBM合金在模擬體液中浸泡10 d的腐蝕速率[18]Fig.7 Corrosion rate of JDBM alloy under different conditions after immersed in SBF for 10 d[18]

圖8 不同狀態(tài)JDBM合金在模擬體液中浸泡10 d腐蝕產(chǎn)物酸洗前、后的SEM像[18]Fig.8 SEM images of JDBM alloy under different conditions before ((a), (c)) and after ((b), (d)) removing corrosion products accordingly after immersed in SBF for 10 d[18]: (a), (b) T4; (c), (d) Extruded at 350 ℃

2.3 JDBM合金的表面改性

宗陽[23]采用脈沖電化學(xué)沉積法在JDBM合金表面制備了具有良好生物活性的 HA涂層。圖 9所示為JDBM合金經(jīng)電化學(xué)沉積后表面及側(cè)面的SEM像。從圖 9(a)可以看到，涂層表面呈花朵團(tuán)簇狀，團(tuán)簇基本垂直于基體生長，團(tuán)簇之間交互聯(lián)結(jié)，形成致密的網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)附著在基體表面，厚度約為10 μm(見圖9(b))。分別將有、無涂層的JDBM合金在Hank’s溶液中浸泡8 d，采用析氫法測試其腐蝕性能，其結(jié)果如圖10所示，在浸泡起始階段析氫速率較快，但經(jīng)過一段時(shí)間的浸泡后，析氫量穩(wěn)定在一個(gè)較小的數(shù)值，說明脈沖電化學(xué)沉積生成的HA涂層對(duì)基體起到很好的保護(hù)作用，在局部涂層不夠致密的地方也能通過試樣在Hank’s液中自發(fā)的礦化生成腐蝕產(chǎn)物進(jìn)行保護(hù)?？傮w來說，經(jīng)過涂層的JDBM析氫量明顯減少，表面涂層進(jìn)一步提高了JDBM的耐蝕性能。

張佳[24]則采用陽極氧化的方法對(duì)JDBM合金進(jìn)行了表面改性。試樣表面形成了一層具有微孔結(jié)構(gòu)的保護(hù)性陶瓷膜層，陶瓷層中主體相為MgO、Mg2SiO4等鎂氧化物和含硅尖晶石型氧化物，該膜層有利于成骨細(xì)胞附著、骨組織長入的表面形貌，提高生物相容性，實(shí)現(xiàn)金屬與陶瓷優(yōu)點(diǎn)的有機(jī)結(jié)合。將陽極氧化處理后的JDBM合金在模擬體液中浸泡7 d，其7 d總析氫量不足0.1 mL/cm2。說明陽極氧化很好地改善了JDBM合金的腐蝕性能。

圖9 JDBM合金電化學(xué)沉積后的表面和側(cè)面形貌[23]Fig.9 Surface (a) and side (b) wall morphologies of JDBM alloy after electrochemical deposition[23]

圖10 JDBM和HA-JDBM合金在Hank’s溶液中的析氫曲線[23]Fig.10 Hydrogen evolution curves of JDBM and HA-JDBM alloys as function of immersion time in Hank’s solution[23]

圖11 JDBM 合金表面 Ca-P涂層宏觀照片及能譜分析和SEM像Fig.11 Photo with EDS results (a) and SEM image (b) of JDBM alloy with Ca-P coating

課題組最近還相繼開發(fā)了針對(duì)骨內(nèi)植物用的具有生物活性的 Ca-P涂層技術(shù)和針對(duì)心血管支架用的氟化處理技術(shù)。處理后的Ca-P涂層，如圖11所示。Ca-P涂層形貌呈細(xì)小磷石狀晶體，由基體向外生長，與基體結(jié)合強(qiáng)度高(結(jié)合力大于10 MPa)，這種形貌與骨磷灰石的晶體特征非常相似，從而有利于體內(nèi)骨質(zhì)的沉積，具有更好的生物相容性。利用氟化處理技術(shù)對(duì)JDBM合金進(jìn)行表面處理，結(jié)果表明，表面氟化處理能有效提高JDBM在人工血漿中的耐蝕性能，并在一定程度上改善其生物相容性。相關(guān)結(jié)果將陸續(xù)報(bào)道。

2.4 JDBM的生物相容性

2.4.1 細(xì)胞毒性

圖12所示為MTT法檢測的小鼠MC3T3-E1成骨細(xì)胞培養(yǎng)于JDBM-1 Ca-P涂層、JDBM-1、WE43浸提液中1、3和5 d后相對(duì)于陰性對(duì)照組的活性百分比?？梢钥闯觯琂DBM-1、JDBM-1 Ca-P涂層、WE43和AZ31 4種鎂合金對(duì) MC3T3-E1細(xì)胞都沒有毒性。JDBM-1 Ca-P涂層組的細(xì)胞活性最高，JDBM-1組次之。JDBM-1組和JDBM-1涂層組的細(xì)胞活性大于陰性對(duì)照組，可以促進(jìn)成骨細(xì)胞增殖。說明JDBM鎂合金和Ca-P涂層具有良好的細(xì)胞相容性。同時(shí)，值得指出的是，圖12結(jié)果也表明，相對(duì)于商用鎂合金WE43和AZ31，JDBM合金具有更好的細(xì)胞相容性。經(jīng)上海市生物研究測試中心檢測，證實(shí)該材料的細(xì)胞毒性反應(yīng)為0～1級(jí)，表明該材料生物的生物安全性完全滿足臨床使用要求。

圖12 MC3T3-E1細(xì)胞在JDBM、JDBM涂層、WE43、AZ31浸提液中培養(yǎng)1、3和5 d后的細(xì)胞活性(MTT法)Fig.12 Viability of MC3T3-E1 cell cultured in leaching solution of JDBM, JDBM-coating, WE43 and AZ31 for 1, 3 and 5 d, respectively

圖13 鎂合金表面MC3T3-E1培養(yǎng)24 h的鈣黃綠素染色情況Fig.13 Calcein staining of MC3T3-E1 cultured for 24 h on surfaces of magnesium alloys: (a) JDBM; (b) WE43; (c)Number of cells in 100 magnification

圖13所示為將小鼠成骨細(xì)胞MC3T3-E1直接種植在JDBM鎂合金和商用鎂合金WE43試樣表面24 h后的細(xì)胞存活情況?？梢园l(fā)現(xiàn)，JDBM合金試樣表面具有更多的存活細(xì)胞數(shù)量，再次證實(shí)JDBM比WE43具有更低的細(xì)胞毒性。

2.4.2 溶血率

對(duì)Ca-P涂層前后JDBM合金的溶血率進(jìn)行測試，純鎂和商用鎂合金 AZ91D作為對(duì)比樣品一同進(jìn)行測試，結(jié)果(見表2)。可見，JDBM裸金屬的溶血率明顯低于純鎂和AZ91D的，經(jīng)Ca-P涂層處理后JDBM的溶血率大幅度降低，完全滿足醫(yī)學(xué)上要求生物材料溶血率低于5% 的要求。

2.4.3 血小板黏附實(shí)驗(yàn)

當(dāng)材料植入肌體血管內(nèi)時(shí)，由于組織損傷及白細(xì)胞的激活會(huì)引發(fā)血液中及血管內(nèi)皮細(xì)胞表面及血液中單核細(xì)胞表面組織因子活性的升高，從而導(dǎo)致血液中及內(nèi)皮細(xì)胞表面的血小板聚集及血栓的形成。因此，血小板黏附實(shí)驗(yàn)是評(píng)價(jià)材料引發(fā)血栓形成的重要手段。將JDBM-2鎂合金和商用鎂合金AZ91D及醫(yī)用鈦合金Ti-6Al-4V進(jìn)行了血小板黏附實(shí)驗(yàn)，結(jié)果見圖14。可見，相對(duì)于醫(yī)用鈦合金，鎂合金樣品表面均具有較好的抗血小板黏附的能力。鎂合金表現(xiàn)出的這種優(yōu)異的抗血小板黏附性能是目前其他傳統(tǒng)不可降解醫(yī)用金屬材料無法具備的。這與鎂合金降解過程中釋放出負(fù)電荷有關(guān)，因?yàn)獒尫诺呢?fù)電荷會(huì)吸附在樣品表層，起到對(duì)同樣帶負(fù)電荷的血小板的排斥效應(yīng)，從而表現(xiàn)出如圖 14所示的血小板團(tuán)聚成球附著在樣品表面的現(xiàn)象。這預(yù)示著鎂合金制備成血管支架，將有助于抑制血小板的黏附，進(jìn)而抑制血栓形成，從而有利于降低支架植入后的血管再狹窄率。

表2 溶血率實(shí)驗(yàn)結(jié)果Table2 Results of hemolysis test

2.5 JDBM合金用于動(dòng)物體內(nèi)實(shí)驗(yàn)

采用擠壓態(tài)JDBM-1裸金屬植入新西蘭大白兔體內(nèi)，并與擠壓態(tài)AZ31合金進(jìn)行對(duì)比，其結(jié)果如圖15所示?？梢钥闯觯珹Z31在體內(nèi)90 d時(shí)大部分降解，而180 d時(shí)完全消失；而JDBM在體內(nèi)90 d時(shí)基本完好，180 d時(shí)降解量小于40%，動(dòng)物體內(nèi)實(shí)驗(yàn)證實(shí)了JDBM裸金屬具有理想的耐蝕性能，可以在體內(nèi)有效服役工作180 d以上。

3 上海交通大學(xué)生物醫(yī)用鎂合金體內(nèi)植入器械的研制

3.1 骨內(nèi)植物器械

以“高強(qiáng)度中等塑性”的JDBM-1為材料，經(jīng)數(shù)控精密加工，制備用于治療指骨骨折修復(fù)用的骨板和骨釘，如圖16(a)。目前正在進(jìn)行動(dòng)物體內(nèi)生物醫(yī)學(xué)評(píng)價(jià)實(shí)驗(yàn)。圖 16(b)所示為采用 JDBM-1制備的骨組織工程支架，可用以治療骨質(zhì)缺損和骨折縮松等。

圖14 鈦合金和鎂合金樣品的血小板黏附實(shí)驗(yàn)結(jié)果Fig.14 Platelet adhesion test results of Ti alloy and Mg alloys:(a) Ti6Al4V; (b) AZ91D; (c) JDBM-2

3.2 心血管支架

以“高塑性中等強(qiáng)度”的JDBM-2為材料，采用復(fù)合加工工藝制備心血管支架用微管(外徑3 mm，壁厚 0.2 mm)。利用激光切割、酸洗及電化學(xué)拋光等手段制備心血管支架原型，如圖17所示，該支架的徑向支撐力測試結(jié)果顯示，其支撐強(qiáng)度是正常人血管最大收縮壓的4倍以上，可滿足心血管支架支撐強(qiáng)度的要求。此外，在電化學(xué)拋光過程中，對(duì)比AZ31和JDBM-2支架在同種弱酸性拋光液中的拋光效果，結(jié)果在體視顯微鏡下觀察到AZ31支架表面有許多小坑點(diǎn)，表明該合金在拋光液中發(fā)生點(diǎn)蝕，而JDBM-2支架表面光滑，進(jìn)一步驗(yàn)證了JDBM合金腐蝕為均勻腐蝕方式，如圖18所示。

綜上所述，上海交通大學(xué)研究開發(fā)的新型可降解醫(yī)用生物鎂合金 JDBM 系列具有良好的生物相容性，優(yōu)異的力學(xué)性能和耐腐蝕性能，特別是通過成分設(shè)計(jì)和組織調(diào)控，使該系列合金實(shí)現(xiàn)了在Cl-介質(zhì)中的均勻腐蝕降解，這是目前國內(nèi)外公開報(bào)道中首個(gè)能被證實(shí)具有均勻腐蝕降解特點(diǎn)的生物鎂合金。初步的動(dòng)物實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示該合金具有廣泛的臨床應(yīng)用前景。

圖15 擠壓態(tài)AZ31和JDBM-1裸金屬的體內(nèi)植入90 d和180 d的醫(yī)學(xué)影像圖Fig.15 Medical images of as-extruded AZ31 ((a), (b)) and JDBM-1 ((c), (d)) implanted in rabbit after 90 d ((a), (c)) and 180 d ((b), (d))

圖16 上海交通大學(xué)研究開發(fā)的可降解鎂合金骨板骨釘和骨組織工程支架原型Fig.16 Bone plates and screws (a) and bone tissue engineering scaffold (b) made of JDBM-1 with high strength and moderate ductility

圖17 上海交通大學(xué)研究開發(fā)的JDBM-2鎂合金微管和采用該微管加工而成的血管支架Fig.17 Images of tubes (a) and cardiovascular stent (b) made of JDBM-2

圖18 AZ31和JDBM-2支架經(jīng)相同電化學(xué)拋光工藝后的顯微照片F(xiàn)ig.18 Micrographs of AZ31 (a) and JDBM-2 (b) stents after the same electrochemical polishing process

4 展望

可降解生物醫(yī)用鎂合金相對(duì)于傳統(tǒng)金屬醫(yī)用材料來說，具有無可比擬的優(yōu)越性，如作為骨內(nèi)植物，可有效避免應(yīng)力遮擋效應(yīng)，并可避免骨折痊愈后二次手術(shù)給病人帶來的痛苦和費(fèi)用；作為心血管支架材料，可有效減少血管內(nèi)膜增生、再狹窄、晚期血栓等問題。因此，被譽(yù)為“革命性的金屬生物材料”而受到全球高度矚目。

盡管目前已有動(dòng)物體內(nèi)及人體臨床實(shí)驗(yàn)，然而絕大多數(shù)為商用鎂合金，缺乏生物安全性。作為生物醫(yī)用材料，在設(shè)計(jì)時(shí)必須考慮材料的生物安全性、強(qiáng)韌性、耐蝕性(特別是類似于均勻腐蝕降解方式)。因此，需要設(shè)計(jì)具有生物安全性、高強(qiáng)韌性、耐蝕性和腐蝕均勻性的新型生物醫(yī)用鎂合金；需要對(duì)其強(qiáng)韌性設(shè)計(jì)制備理論、在體內(nèi)的降解代謝機(jī)制及體內(nèi)降解產(chǎn)物的生物安全性、降解行為的可控性等方面進(jìn)行系統(tǒng)深入的研究，進(jìn)而為可降解生物醫(yī)用鎂合金的臨床醫(yī)學(xué)應(yīng)用提供更加可靠的科學(xué)依據(jù)。此外，鎂合金作為生物醫(yī)用材料，還有更多潛在醫(yī)用價(jià)值值得挖掘，如鎂降解過程中釋放的氫近年來研究表明，氫的適度吸收對(duì)人體是非常有益的；鎂合金支架具有顯著抑制血栓、降低血管再狹窄等功效。上海交通大學(xué)輕合金精密成型國家工程研究中心團(tuán)隊(duì)近年來在上述領(lǐng)域進(jìn)行了一些有益的探索，并取得了令人鼓舞的進(jìn)展。相信經(jīng)過科研工作者的不斷努力探索，可降解生物醫(yī)用鎂合金一定會(huì)有光明的應(yīng)用前景，成為惠及人類健康的新型金屬生物材料。

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Research progress of new type of degradable biomedical magnesium alloys JDBM

YUAN Guang-yin1, ZHANG Xiao-bo1, NIU Jia-lin1, TAO Hai-rong2, CHEN Dao-yun3,HE Yao-hua3, JIANG Yao3, DING Wen-jiang1
(1. National Engineering Research Center of Light Alloy Net Forming, School of Materials Science and Engineering,Shanghai Jiao Tong University, Shanghai 200240, China;2. Department of Orthopedics, the Third People’s Hospital Affiliated to Medical College,Shanghai Jiao Tong University, Shanghai 201900, China;3. Department of Orthopedics, Shanghai Sixth People’s Hospital, Shanghai Jiao Tong University,Shanghai 200233, China)

Mg alloys have been extensively studied in the last decade in the fields of bone implants, bone tissue engineering scaffolds and cardiovascular stents due to their excellent properties, such as close density and elastic modulus to those of nature bone, high specific strength and rigidity, biodegradation and biocompatibility. However, most of the Mg alloys studied for biodegradable materials are aluminium-containing alloys, such as AZ31 and AZ91 and some heavy rare earth elements-containing alloys such as WE43. These alloys were originally developed for structural materials which did not consider the bio-safety as biomaterials. In this work, the advantages, challenges and strategies of the Mg alloys as biomedical materials are briefly introduced. The work on biomedical Mg alloys of the National Engineering Research Center of Light Alloy Net Forming, Shanghai Jiao Tong University, is highlighted. Finally, the application prospects and direction of the biodegradable biomedical Mg alloys are prospected.

degradable biomedical magnesium alloys; bone implants; cardiovascular stents; biocompatibility;biodegradation properties

R318.08

A

1004-0609(2011)10-2476-13

教育部博士點(diǎn)資助項(xiàng)目(20100073110004)；中國博士后科學(xué)基金資助項(xiàng)目(20100470030)；上海市科委資助項(xiàng)目(10JC1407400)

2011-06-16；

2011-07-28

袁廣銀，教授，博士；電話：021-34203051；傳真：021-34202794；E-mail: gyyuan@sjtu.edu.cn

(編輯 陳衛(wèi)萍)