Y含量對Mg-Zn-Y非晶合金性能的影響

任帥 何美鳳 王浩 潘登 周錕廣

摘要：

通過銅模鑄造法和熔融紡絲技術合成了具有生物醫學應用性能的可生物降解Mg-Zn-Y非晶合金（MGs）。在體外研究了釔（Y）含量對Mg基非晶合金的形成、熱穩定性、硬度、耐腐蝕性和細胞相容性的影響。通過細胞毒性測試（MTT）、凋亡測試和細胞骨架染色測定的結果發現，Mg-Zn-Y非晶合金具有良好的生物相容性，可以作為可生物降解材料。

關鍵詞：

Mg; 非晶合金; 細胞相容性; 腐蝕

中圖分類號： TP 204 文獻標志碼： A

Effects of Y on the Mechanical，Bio-corrosion and

Biocompatibility Properties of Mg-Zn-Y Metallic Glass

REN Shuai， HE Meifeng， WANG Hao， PAN Deng， ZHOU Kunguang

（School of Materials Science and Engineering， University of Shanghai for Science and Technology， Shanghai 200093， China）

Abstract：

For the purpose of developing biodegradable magnesium alloys with suitable properties for biomedical applications，Mg-Zn-Y metallic glasses（MGs） were synthesized by copper-mold casting and melt spinning.The effects of Y addition on the glass formation，thermal stability，hardness，corrosion resistance，and cytocompatibility of the Mg-based glassy alloys were studied in vitro.The corrosion resistance and the biocompatibility are influenced by the percentage of Y element in alloy.In vitro cell culture study confirms that Mg-Zn-Y MGs have good biocompatibility determined by MTT，live-dead，and cytoskeleton staining assays，respectively.Thus，Mg-Zn-Y MGs possess the potential to be employed as biodegradable materials.

Keywords：

Mg; metallic glass; cytocompatibility; corrosion

近年來，非晶合金受到了廣泛的關注，并成為結構和功能應用領域的重要材料。許多成功的非晶合金[1-5]，都是在過去幾十年里開發出來的。在這些非晶合金中，Mg基非晶合金由于其無序的原子結構、低彈性模量、良好的生物相容性和生物可降解特性，有用作可植入生物材料的潛力[6-8]。

然而，鎂合金在生物醫療領域中的應用具有一定的局限性。例如，在腐蝕和降解過程中，它們的強度會逐漸惡化，目前鎂合金的腐蝕速度比骨愈合速度快。因此，探索一種低降解速率和均勻腐蝕的鎂合金是非常重要的。Song等[9]在鎂合金中加入合金元素，對其降解過程進行了控制，并制備了一種新的鎂合金，取代了高分子聚合物。已有研究發現，加入Zn，Mn可以減緩鎂合金的降解速度[10]。此外，在鎂合金中添加Zn可產生鈍化反應，提高合金的點蝕電位[11]。有研究發現，Zn可以降低純Mg的腐蝕速率，提高純Mg的耐蝕性。Zhang等[12]研究發現，Zn能改善模擬體液中鎂合金的耐腐蝕能力，降低鎂合金的腐蝕降解速率。

近年來，對Mg-Zn非晶合金及其在生物醫學領域中的應用進行了大量的研究，發現Mg-Zn-Ca非晶合金的析氫反應明顯減少，非晶合金的生物相容性與晶體相似[13-15]。由于Mg-Zn-Ca非晶合金不均勻的變形行為，在使用中會發生脆性斷裂，這限制了它們的應用。為解決這個問題，近年來發現了一種可塑性強的非晶合金[16-17]。

有研究表明，Y的添加可以改善鎂合金的微觀組織，降低鎂合金的腐蝕速率。同時Y可以改善鎂合金的力學性能和耐腐蝕性能[18-19]。Luo等[20]研究發現，加入Y、稀土金屬化合物可以改善合金的耐蝕性。稀土元素的添加，可以在合金表面形成一種穩定、致密的保護膜，以保護鎂合金[21-24]。在生物應用方面，Mg-Zn-Y非晶合金對成骨細胞沒有明顯的毒性[25]。

本文的研究中，將Y加入到以Mg，Zn為基的非晶合金中。研究Y對Mg-Zn-Y非晶合金的微觀結構、力學性能、生物腐蝕性和生物相容性等方面的影響。

1 試 驗

1.1 材料的制備

在氬氣保護的熔煉爐中，通過將Mg（99.9%），Zn（99%），Y（99.9%）（%，質量分數）的混合物熔化，得到Mg70-x-Zn30-Yx（x=4，6，8）母合金鑄錠。然后，將Mg70-x-Zn30-Yx母合金鑄錠重新熔化，注入3 mm的銅鑄模，隨后熔化的合金被均勻地混合在一起，通過真空甩帶制備成3 mm的Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金條帶。

1.2 材料組織和性能測試

采用X射線衍射儀（XRD）和掃描電子顯微鏡（SEM）對合金的微觀結構進行研究。采用掃描量熱法（DSC，PE-7），以0.67 ℃/s的加熱速率對合金的熱穩定性進行研究。采用帶有三角形Berkovich壓頭的G200納米縮進裝置進行納米壓痕試驗。

1.3 腐蝕行為測試

模擬體液的成分為NaCl 8.035 g/L，NaHCO3 0.355 g/L，KCl 0.225 g/L，K2HPO4 0.231 g/L，MgCl2 0.311 g/L，CaCl2 0.292 g/L，Na2SO4 0.072 g/L，（HOCH2）3CNH2 6.118 g/L。電解電池由工作電極、參比電極和對電極組成。所有的試樣都為Mg-Zn-Y非晶合金條帶。將試樣黏附在工作電極上，且在測試中只暴露3 mm×10 mm的一面。做極化測試前，為了得到穩定的開路電位（OCP），將試樣在溶液中保存1 200 s。測量從1.0 V開始，到接近-1.0 V結束，掃描速率為1 mV/1 s。

1.4 生物相容性測試

將成骨細胞（hFOB1.19）在混合培養液（質量分數為10%的鎂合金浸取液和90%標準的培養液）中進行體外培養，以測試其生物相容性。生物相容性試驗包括細胞毒性（MTT）測試、細胞凋亡性測試和在合金表面觀察細胞熒光圖像。最后通過與標準培養液增殖的成骨細胞進行比較，得出關于生物相容性能的結論。

標準培養液成分為：D-MEM/F-12培養基（GIBCO，貨號12400024，添加L-谷氨酰胺150 mg/L，NaHCO3 1.5 g/L），90%;0.3 mg/mL G418;優質胎牛血清，10%。以標準培養液與合金比例為1 mL/1.5 cm2制備鎂合金浸取液。

采用成骨細胞在標準培養液中進行間接和直接MTT試驗。間接MTT試驗中，細胞的培養環境為加濕的空氣，CO2的體積分數為37%。選取96孔板為載體用于培養細胞。細胞密度為5×103細胞/100 μL。每個孔容量為100 μL，培養24 h后細胞附著在孔壁上。測試需要4組，其中1組是對照組，每組有3個重復組，96孔板邊緣被無菌的磷酸鹽生理鹽水（PBS）填滿。試驗組在混合培養液中培養，對照組在標準培養液中培養。增殖細胞在36.7 ℃恒溫箱中培養2，3和4 d，其間，每4 h加入200 μL mtt（3-（4，5-二甲基噻唑-2）-2，5-二苯基四氮唑溴鹽溶液。然后，在每個孔中加入150 μL的甲瓚增溶劑。12 h后，通過Elx-800（生物TEK儀器）在490 nm波長

附近測定吸光度。細胞形態的觀察步驟：用酒精清潔非晶試樣，在紫外線環境中殺菌10 h后，將細胞在混合培養液中培養1，2，3和4 d，用倒置熒光顯微鏡觀察被DAPI和Actin-Tracker染色后的細胞。直接性MTT試驗是將細胞在混合培養液中培養2～3 d，經過相應處理，通過細胞流式檢測儀分析細胞凋亡狀況。

2 結果與討論

2.1 微觀結構

3種成分樣品的XRD圖譜如圖1所示，衍射曲線均表現為明顯的“饅頭峰”，無晶體峰出現，說明Mg70-x-Zn30-Yx合金快速凝固后的條帶均展現出非晶結構。衍射曲線中的“饅頭峰” 出現在32°～44°，在Mg-Zn-Y非晶合金體系中，Y含量的增加有利于形成非晶合金，這與理論分析結果一致[19]。

圖1 Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金的XRD圖譜

Fig.1 XRD patterns of as-spun Mg70-x-Zn30-Yx MGs

圖2為Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金的DSC曲線，從圖2中可以看出，這些非晶合金表現出了由結晶引起的放熱反應，再次證明了晶帶上非晶化狀態的存在。表1數據來自DSC曲線的熱參數，包括玻璃轉換溫度（Tg），結晶的起始溫度（Tx1），以及超冷卻液區溫度（ΔTx，ΔTx=Tx1-Tg）。如表1所示，Tg與Y含量具有正相關趨勢。Mg66-Zn30-Y4，Mg64-Zn30-Y6，Mg62-Zn30-Y8非晶合金的Tg分別是79，83和89 ℃。隨著Y的增加，結晶溫度Tx1在Mg62-Zn30-Y8非晶合金上增加到接近114 ℃。最后結果是，在Tg和Tx的溫度區間，Mg64-Zn30-Y6非晶合金超冷卻液區域最大，為27 ℃;Mg66-Zn30-Y4非晶合金超冷卻液區域最小，為24 ℃。

圖2 Mg70-x-Zn30-Y非晶合金的DSC曲線

Fig.2 DSC curves of the crystallization of Mg70-x-Zn30-Y MGs

表1 Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金熱力學參數

Tab.1 Critical parameters of thermal of Mg70-x-Zn30-Yx MGs

2.2 力學性能

圖3為Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金的載荷-位移曲線（p-h），包括彈性卸載部分曲線。在去除縮進后，彈性深度約為125 nm。在幾乎恒定的負載下，可以觀察到p-h曲線被許多離散的快速位移打斷。這種行為類似于在合金壓縮測試中觀察到的鋸齒流變現象[26]。在恒定應變下，塑性變形會被許多加載負荷所打斷。在3種非晶合金的p-h曲線上都可以觀察到鋸齒流變現象。在納米縮進過程中，鋸齒狀流表現為一系列離散的應變破裂，被稱為“pop-in”現象。先前的研究表明，p-h曲線的不連續性與合金表面形成單個剪切帶有關[27]。植入人體骨科金屬如果具有很大的彈性模量，最終會導致諸如骨質疏松癥[28-31]等情況發生，對人體產生傷害。從表2可知，鎂合金和天然骨[32]力學性能相近。Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金的彈性模量為48～54 GPa，而自然骨的彈性模量為18.6～27.0 GPa，其中，Mg64-Zn30-Y6非晶合金的硬度和彈性模量最低，可以有效地避免應力屏蔽。

2.3 極化曲線

圖4和圖5為37 ℃條件Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金下在模擬體液（SBF）中測得的極化曲線圖和開路電位曲線圖。開路電位曲線展示出外加電壓為0的情況下材料的自腐蝕電位，在某種溶液中材料自腐蝕電位越正或越高表明其越難腐蝕，相反，材料就越易腐蝕。Mg66-Zn30-Y4，Mg64-Zn30-Y6和Mg62-Zn30-Y8非晶合金的開路電位分別為-0.25，-0.38和-0.37 V。Mg66-Zn30-Y4，Mg64-Zn30-Y6和Mg62-Zn30-Y8非晶合金的腐蝕電流密度分別為8×10-6，9.5×10-7和5×10-7 A/cm2。如圖5所示，Mg66-Zn30-Y4非晶合金具有較高的耐蝕性傾向。隨著電位向平衡腐蝕電位的移動，腐蝕電流密度逐漸減小，說明氫的析出速率減小。在電位到達平衡腐蝕電位后，曲線進入陽極區。在初始階段，腐蝕電流密度隨陽極勢的增大而緩慢增加。對于Mg66-Zn30-Y4非晶合金，當電位從平衡腐蝕電位再升高約50 mV時，腐蝕電流密度迅速增加。說明在Mg66-Zn30-Y4非晶合金表面形成了一種保護氧化膜，以減緩襯底材料的繼續腐蝕。一旦陽極勢達到了膜的擊穿電位，表面氧化膜斷裂，合金襯底迅速腐蝕。對于Mg64-Zn30-Y6非晶合金，電位從平衡腐蝕電位再升高約180和380 mV，腐蝕電流密度增加。當電位增加時，有兩次鈍化膜的形成。對于Mg62-Zn30-Y8非晶合金，電位從平衡腐蝕電位再升高約130，22和380 mV的情況下，有3次鈍化膜的形成。研究表明，表面氧化膜對Mg62-Zn30-Y8非晶合金的保護作用最為有效，Y對鎂基非晶合金耐腐蝕性能有顯著影響。

圖4 Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金在模擬體液中的極化曲線

Fig.4 Polarization curves of Mg70-x-Zn30-Yx MGs in SBF solutions

圖5 Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金在模擬體液中的開路電位曲線

Fig.5 Open-circuit potentials of Mg70-x-Zn30-Yx MGs

in SBF solutions

2.4 SEM觀測

如圖6（a）和（d）所示，在模擬體液中浸泡3 d后，Mg66-Zn30-Y4非晶合金樣品表面磷灰石生成量明顯增多，且主要以棒狀和橢球狀為主，密布于整個表面，從裂縫下方基體的腐蝕情況可知，其內部基體已開始腐蝕;如圖6（b）和（e）所示，Mg64-Zn30-Y6非晶合金表面腐蝕面積較大，但外表面整體形貌仍相對完整，材料表面有桿和絲狀腐蝕產物;如圖6（c）和（f）所示，Mg62-Zn30-Y8非晶合金耐腐蝕性能最好，只有局部區域出現蝕坑，幾乎沒有基底腐蝕。根據樣品表面形貌觀察，隨著Y含量的增加，合金表面腐蝕點有變小的趨勢。這表明隨著Y含量增加，合金在SBF溶液中的耐蝕性增強。

2.5 細胞毒性測試

具有良好生物相容性是生物材料的關鍵屬性，試驗對Mg-Zn-Y非晶合金的生物相容性進行細胞相容性測試。為了研究含有合金浸取液的培養液對細胞形態和細胞骨架發育的影響，本文采用合金浸取液培養基培養細胞，用F-actin染色法進行檢測。從圖7中可以觀察到成骨細胞骨架狀的微絲蛋白組

圖6 Mg-Zn-Y非晶合金在模擬體液溶液中浸泡3 d的表面形貌的掃描電鏡圖像

Fig.6 SEM images of the surface of Mg-Zn-Y amorphous alloys immersed in the SBF for 3 days

圖7 在10% Mg70-x-Zn30-Yx金屬浸取液中培養1，2，3和4 d的成骨細胞熒光圖像

Fig.7 Cytotoxicity of the hHOB cells cultured in the control of 10%Mg70-x-Zn30-Yx extraction medium for 1，2，3，and 4 days

織。將含有10%浸取液和標準培養液中的成骨細胞進行形態對照分析，可以觀察出細胞形態和細胞相對密度幾乎沒有差別。大部分細胞都呈扁平狀態，有多邊形的結構和背側的褶邊，并且通過細胞的延伸與基底連接，表明它們的健康狀態良好，以此證明了Mg-Zn-Y非晶態合金具有良好的生物相容性。

3 結 論

采用銅模注射鑄造法和單輥甩帶法制備出了條帶Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金。Mg64-Zn30-Y6非晶合金的硬度和彈性模量最低，可以有效地避免應力屏蔽效應。Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金具有較低的腐蝕電位和腐蝕電流密度，隨著腐蝕的進行在合金表面有鈍化膜產生，阻礙進一步的腐蝕反應，在模擬體液中顯示出良好的生物耐蝕性。此外，Mg62-Zn30-Y8非晶合金在體外MTT測試和細胞凋亡測試試驗中，均表明材料具有良好的生物相容性。從上述結果來看，

Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金，特別是Mg62-Zn30-Y8非晶合金，

具有良好的耐蝕性和良好的生物相容性，有望成為未來生物醫學應用的潛在候選材料。

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