新型鎂合金螺釘體外腐蝕降解及細(xì)胞活性研究

楊 越,張雁儒,2*, 徐景超, 李 昊, 李潔潔, 余進(jìn)偉

新型鎂合金螺釘體外腐蝕降解及細(xì)胞活性研究

楊 越1,張雁儒1,2*, 徐景超1, 李 昊3, 李潔潔3, 余進(jìn)偉4

（1.河南理工大學(xué) 骨科研究所, 河南 焦作 454001; 2.寧波大學(xué) 醫(yī)學(xué)院, 浙江 寧波 315211; 3.河南理工大學(xué) 醫(yī)學(xué)院, 河南 焦作 454001; 4.河南理工大學(xué)第一附屬醫(yī)院 骨科, 河南 焦作 454002）

研究了基于NZ30K合金開(kāi)發(fā)的新型Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn鎂合金耐腐蝕性、體外降解行為特性及浸提液細(xì)胞生物毒性. 采用金相顯微鏡得到新型鎂合金金相顯微圖, 采用掃描電鏡(Scanning Electron Microscope, SEM)獲取SEM圖; 采用武漢科思特電化學(xué)工作站進(jìn)行電化學(xué)測(cè)試, 并繪制動(dòng)電位極化曲線(xiàn), 以磷酸鹽緩沖液(Phosphate Buffer Solution, PBS)模擬體液環(huán)境, 記錄氫氣析出體積并計(jì)算腐蝕速率; 利用細(xì)胞完全培養(yǎng)基測(cè)定pH值、重量變化曲線(xiàn); 獲取大鼠骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞(Bone Mesenchymal Stem Cells, BMSCs), 并利用完全細(xì)胞培養(yǎng)基制作新型鎂合金浸提液, 檢測(cè)細(xì)胞生物活性, 以ZA75鎂合金為基礎(chǔ)添加0.3%Mn元素制成合金作為對(duì)照組, 比較腐蝕電位、體外降解情況以及細(xì)胞活性. 結(jié)果表明: 新型Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn鎂合金橫截面等軸晶體組織細(xì)小均勻性較好, 縱截面呈長(zhǎng)條狀組織均勻性稍差; 自腐蝕電位較高, 為-1.3912V; 自腐蝕電流密度較低, 為7.37×10-7A·cm-2; 體外析氫量低, 失重量、pH值變化幅度相對(duì)較小; 降解速率下降后呈現(xiàn)小范圍上升后趨于平緩; 具有良好的細(xì)胞相容性, 可以促進(jìn)BMSCs細(xì)胞增殖分化.

新型鎂合金; 腐蝕電位; 體外降解; 細(xì)胞活性

可降解生物醫(yī)用材料自研發(fā)以來(lái)備受關(guān)注, 良好的材料特性在推動(dòng)其研發(fā)的同時(shí)為其奠定了臨床應(yīng)用價(jià)值. 目前臨床醫(yī)用可降解金屬主要有鎂及鎂合金、鐵基合金和鋅合金3類(lèi), 其中鎂及鎂合金在心血管及外科領(lǐng)域具有較好的應(yīng)用前景[1-2].

鎂基植入物的主要優(yōu)點(diǎn)在于鎂的可生物降解和可吸收性, 鎂的降解產(chǎn)物可以通過(guò)體內(nèi)代謝途徑排出體外. 同時(shí), 鎂是人體細(xì)胞內(nèi)外液體中最豐富的陽(yáng)離子之一, 對(duì)骨骼和牙齒的形成起到關(guān)鍵作用. 細(xì)胞外液中Mg含量在0.70～1.05mmol·L-1之間, 由腎臟和腸道系統(tǒng)維持體內(nèi)平衡[3]. 但是鎂基合金在生理?xiàng)l件下降解很快, 無(wú)法完全滿(mǎn)足臨床要求. 如果鎂合金在植入初期的降解速度相對(duì)緩慢, 可以保證植入物的力學(xué)支撐性能在組織再生之前不受影響; 而快速降解會(huì)導(dǎo)致種植體過(guò)早喪失機(jī)械支撐性能或脫落. 與早期的純鎂相比, 鎂合金的降解性能已有明顯提升, 力學(xué)性能和保持骨傳導(dǎo)性也有提高, 可促進(jìn)骨的形成生長(zhǎng)[4-5]. 目前需要進(jìn)一步研究和優(yōu)化鎂基合金, 以提高其生物降解性能、生物活性、生物相容性和力學(xué)性能, 使其更好地應(yīng)用于骨科等領(lǐng)域.

隨著材料工藝的不斷提高, 鎂及鎂合金通過(guò)提高鑄造技術(shù)、合金化、表面改性、材料復(fù)合等技術(shù)手段有效提高了耐腐蝕性和力學(xué)特性[6]; 同時(shí)保證了鎂及鎂合金良好的生物相容性和骨誘導(dǎo)性. 在抗菌性方面, 鎂及鎂合金也有較好的表現(xiàn)[7].

有研究表明[8], 加入Mn元素可以細(xì)化合金基體, 起到一定的“除雜作用”. 因此, 本研究選擇NZ30K合金, 并添加Mn元素, 通過(guò)熱擠壓工藝[9](擠壓溫度300℃)制成新型鎂合金(Mg-3Nd-0.2Zn- 0.4Zr-0.2Mn). 采用金相顯微鏡得到該新型鎂合金的金相顯微圖, 采用掃描電鏡(Scanning Electron Microscope, SEM)獲取SEM圖. 并以ZA75鎂合金為基礎(chǔ), 添加0.3%Mn作為對(duì)照組, 進(jìn)行模擬體液體外降解和析氫實(shí)驗(yàn), 對(duì)比2種合金材料的電極化曲線(xiàn)、腐蝕速率、重量變化, 配合細(xì)胞實(shí)驗(yàn)以獲取新型鎂合金促進(jìn)細(xì)胞生長(zhǎng)活性及細(xì)胞毒性數(shù)據(jù).

1 材料及方法

1.1 實(shí)驗(yàn)材料

實(shí)驗(yàn)材料采用基于NZ30K合金, 添加Mn元素, 配比為Mg-Nd-Zn-Zr-Mn(平衡-3-0.2-0.4-0.2), 由焦作市新港醫(yī)療設(shè)備有限公司提供. 采用熱擠壓鑄造技術(shù), 根據(jù)實(shí)驗(yàn)要求制成不同規(guī)格的螺釘、接骨板等形狀, 作為實(shí)驗(yàn)組. 同時(shí), 選擇ZA75鎂合金, 添加0.3%Mn, 配比為Mg-Zn-Al-Mn(平衡- 7-5-0.3)制成與實(shí)驗(yàn)組相同規(guī)格的螺釘、接骨板, 作為對(duì)照組.

1.2 實(shí)驗(yàn)方法

與河南理工大學(xué)材料學(xué)院合作, 得到實(shí)驗(yàn)組和對(duì)照組2組新型鎂合金材料的顯微組織分析結(jié)果及其動(dòng)電位極化曲線(xiàn). 采用磷酸鹽緩沖溶液(PBS)作為液體介質(zhì)進(jìn)行電化學(xué)實(shí)驗(yàn). 析氫實(shí)驗(yàn)采用自主搭建的簡(jiǎn)易氣體收集裝置完成. 具體方法為: 將50mL離心管固定于鐵架臺(tái)上, 加入約15mL沒(méi)過(guò)螺釘?shù)腜BS溶液, 將靜脈注射針插入離心管中, 尾端接入5mL注射針, 每24h記錄氫氣析出量, 每48h更換溶液, 共記錄240h; 在實(shí)驗(yàn)中后期根據(jù)實(shí)際情況將5mL注射器更換為60mL注射器; 正式實(shí)驗(yàn)前進(jìn)行預(yù)實(shí)驗(yàn), 測(cè)定裝置密封性及收集氣體效果.

配制完全培養(yǎng)基: 低糖培養(yǎng)基(L-DMEM)+胎牛血清(FBS)+雙抗, 以體積100:10:1比例配制. 將螺釘超聲洗凈后置于培養(yǎng)基中, 定期測(cè)定pH; 將螺釘取出, 置于鉻酸清洗液中清洗, 去除其降解物并干燥, 測(cè)定螺釘?shù)闹亓孔兓?

細(xì)胞活性實(shí)驗(yàn): 通過(guò)大鼠活體提取其骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞(Bone Mesenchymal Stem Cells, BMSCs), 全骨髓貼壁培養(yǎng)7～12d后傳代, 待細(xì)胞生長(zhǎng)狀態(tài)良好后種植于24孔板上, 置于細(xì)胞培養(yǎng)箱(37℃、5%CO2)培養(yǎng). 待細(xì)胞生長(zhǎng)至50%左右或貼壁完全長(zhǎng)好, 添加鎂合金浸提液繼續(xù)培養(yǎng), 觀(guān)察24、48、72h時(shí)細(xì)胞的增殖及分化. 實(shí)驗(yàn)組添加Mg-3Nd- 0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn合金浸提液培養(yǎng), 對(duì)照組添加Mg-7Zn-5Al-0.3Mn合金浸提液培養(yǎng), 空白組添加全培養(yǎng)基培養(yǎng). 浸提液的制作方法為: 將鎂合金高溫消毒滅菌后置于完全培養(yǎng)基, 在細(xì)胞培養(yǎng)箱中放置48h, 將培養(yǎng)基收集后用0.45μm濾膜過(guò)濾, 4℃保存. 實(shí)驗(yàn)在超凈臺(tái)上進(jìn)行. 根據(jù)文獻(xiàn)[10]中實(shí)驗(yàn)步驟, 將浸提液稀釋6～10倍, 進(jìn)行后續(xù)實(shí)驗(yàn).

1.3 數(shù)據(jù)處理

采用Origin 2017軟件處理實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù), 數(shù)據(jù)采用均值±標(biāo)準(zhǔn)差, 組間分析采用單因素方差分析,<0.05表示有統(tǒng)計(jì)學(xué)差異.

2 結(jié)果

2.1 鎂合金螺釘參數(shù)信息

表1是實(shí)驗(yàn)組與對(duì)照組鎂合金螺釘規(guī)格. 從表1可以看到, 2組受測(cè)試螺釘大小相同, 長(zhǎng)度均為12.0mm, 螺紋直徑均為2.5mm; 實(shí)驗(yàn)組螺釘重量略低于對(duì)照組, 螺頭凹槽為六角形, 對(duì)照組螺頭凹槽為“一”字形, 實(shí)驗(yàn)組螺釘表面積略大于對(duì)照組.

表1 實(shí)驗(yàn)組與對(duì)照組鎂合金螺釘規(guī)格

注: 表面積為計(jì)算估讀值.

2.2 新型鎂合金顯微組織

2.2.1 新型鎂合金擠壓金相顯微組織

圖1為Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn合金顯微組織.

圖1 Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn合金顯微組織

從圖1可以看到, 由于熱擠壓過(guò)程中合金發(fā)生動(dòng)態(tài)再結(jié)晶, 熱擠壓后合金組織由細(xì)小的再結(jié)晶晶粒和變形晶粒組成, 鑄態(tài)合金由于冷卻速度快,合金發(fā)生了非平衡凝固, 造成合金成分不均勻, 晶內(nèi)容易產(chǎn)生偏析. 經(jīng)過(guò)擠壓加工后, 合金組織明顯細(xì)化; Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn合金橫截面為細(xì)小的等軸晶組織; 縱截面出現(xiàn)了尺寸相對(duì)較大的晶粒, 沿?cái)D壓方向分布. 同時(shí)可以看出, 由于擠壓過(guò)程較短, 合金內(nèi)部發(fā)生動(dòng)態(tài)再結(jié)晶, 晶粒來(lái)不及完全伸展, 顯微組織存在一定的不均勻性.

2.2.2 新型鎂合金掃描電鏡結(jié)果

圖2為Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn合金SEM圖. 從圖2可以看到, Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn合金經(jīng)過(guò)熱擠壓發(fā)生了明顯的動(dòng)態(tài)再結(jié)晶, 合金在擠壓過(guò)程中遭受強(qiáng)烈的外力作用, 使合金內(nèi)部的晶粒組織和第二相發(fā)生破碎. 第二相顆粒沿?cái)D壓方向被碾碎成更細(xì)小的顆粒, 只有很少量彌散分布的顆粒狀析出, 大晶粒被小晶粒包圍, 擠壓后呈現(xiàn)的組織并不均勻. 同時(shí), 由于鎂合金具有相對(duì)較好的塑性, 加工硬化與軟化兩個(gè)過(guò)程同時(shí)發(fā)生, 因此鎂合金的堆垛層錯(cuò)能較低, 動(dòng)態(tài)再結(jié)晶過(guò)程更容易發(fā)生, 并細(xì)化晶粒. 在300℃擠壓溫度下, 元素的激活能較低, 不容易擴(kuò)散, 且塑性變形在再結(jié)晶溫度以下發(fā)生, 擠壓時(shí)間過(guò)短, 再結(jié)晶晶粒不容易長(zhǎng)大. 同時(shí), 在晶界處分布有很多小顆粒, 經(jīng)研究這些小顆粒為Mn顆粒相[8]. 由于Mn顆粒相較多分布于晶界處, 因此對(duì)位錯(cuò)起到了釘扎作用, 阻礙了位錯(cuò)運(yùn)動(dòng), 從而提高了合金的力學(xué)性能. 從圖2還可以看到, 有大量的條狀第二相沿著晶界生成, 從而使合金的力學(xué)性能降低. 條狀第二相的形成原因可能是由于Mn元素的添加, 導(dǎo)致合金過(guò)冷度增加, 同時(shí)Zn元素在凝固末端區(qū)域聚集增加, 導(dǎo)致晶界處條狀第二相形成.

圖2 Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn合金SEM圖

2.3 新型鎂合金動(dòng)電位極化曲線(xiàn)

理論上合金自腐蝕電位越高, 自腐蝕電流密度越低, 合金耐腐蝕性越好. 從圖3可以觀(guān)察到, 實(shí)驗(yàn)組自腐蝕電位高于對(duì)照組, 通過(guò)對(duì)極化曲線(xiàn)進(jìn)行擬合得到自腐蝕電位和自腐蝕電流密度. 實(shí)驗(yàn)組自腐蝕電位為-1.3912V, 自腐蝕電流密度為7.37×10-7A·cm-2; 對(duì)照組自腐蝕電位為-1.4397V, 自腐蝕電流密度為5.64×10-6A·cm-2. 表明實(shí)驗(yàn)組耐腐蝕性高于對(duì)照組.

圖3 實(shí)驗(yàn)組與對(duì)照組動(dòng)電位極化曲線(xiàn)擬合結(jié)果

2.4 新型鎂合金螺釘析氫、失重、pH變化及降解速率

圖4為新型鎂合金螺釘析氫、失重、pH變化及降解速率的實(shí)驗(yàn)結(jié)果. 從圖4可看到, 實(shí)驗(yàn)組總產(chǎn)氣量為(11.5±0.05)mL, 對(duì)照組總產(chǎn)氣量為(20.8± 0.08)mL. 2組螺釘在降解初期析氫量大致相近, 中期產(chǎn)氣量同時(shí)提高, 對(duì)照組析氫量明顯高于實(shí)驗(yàn)組, 后期實(shí)驗(yàn)組析氫速率加快, 且趨于穩(wěn)定, 對(duì)照組析氫速度顯著增加(圖4(a)). 實(shí)驗(yàn)組總失重量為(0.0107±0.00012)g, 對(duì)照組為(0.0341±0.00016)g; 2組螺釘失重變化趨勢(shì)與析氫趨勢(shì)相近(圖4(b)). 實(shí)驗(yàn)組pH值逐漸上升至9.3, 對(duì)照組pH值上升至10.9, 最終在相同時(shí)間區(qū)域內(nèi)對(duì)照組溶液pH值高于實(shí)驗(yàn)組(圖4(c)). 2組螺釘在實(shí)驗(yàn)前中期降解趨勢(shì)相近, 而在中后期對(duì)照組降解速率明顯加快后減緩, 實(shí)驗(yàn)組降解速率趨于平緩(圖4(d)).

圖4 新型鎂合金螺釘析氫、失重、pH及降解速率變化

2.5 新型鎂合金浸提液的細(xì)胞活性

圖5為添加浸提液后不同時(shí)期細(xì)胞培養(yǎng)形態(tài). 從圖5可以看到, 實(shí)驗(yàn)組添加新型鎂合金浸提液24h后BMSCs已出現(xiàn)分化; 48h后細(xì)胞形態(tài)由梭形、橢圓形分化成不規(guī)則形態(tài), 并延伸出“偽足”, 胞質(zhì)胞核明顯; 72h后細(xì)胞高度分化逐漸伸長(zhǎng), 胞質(zhì)呈纖維狀, 胞核清晰可見(jiàn). 對(duì)照組培養(yǎng)24h后少數(shù)細(xì)胞出現(xiàn)分化跡象, 呈多邊形或三角形; 48h后多數(shù)細(xì)胞呈梭形生長(zhǎng), 形態(tài)較“飽滿(mǎn)”, 極少數(shù)細(xì)胞高度分化; 72h后亦呈高度分化, 細(xì)胞增殖相對(duì)較慢. 空白組培養(yǎng)24h后, 細(xì)胞分化不明顯; 48h后少數(shù)細(xì)胞出現(xiàn)分化, 呈梭形、多邊形; 72h后多數(shù)細(xì)胞開(kāi)始高度分化, 多呈現(xiàn)梭形及圓形, 胞質(zhì)胞核清晰. 同時(shí)可以觀(guān)察到, 實(shí)驗(yàn)組代表的新型鎂合金可以促進(jìn)BMSCs細(xì)胞分化增殖, 沒(méi)有出現(xiàn)生長(zhǎng)抑制及加速細(xì)胞凋亡現(xiàn)象; 對(duì)照組也有較為明顯的促進(jìn)細(xì)胞分化作用, 但細(xì)胞增殖相對(duì)較弱, 推測(cè)與合金材料中Al元素有關(guān). 已有研究表明[11], Al元素對(duì)神經(jīng)細(xì)胞、骨細(xì)胞有一定損害.

圖5 新型鎂合金浸提液的細(xì)胞增殖分化形態(tài)

3 討論

最早由蔣海燕等[12]開(kāi)發(fā)的Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr (NZ30K)稀土鎂合金在200℃峰值時(shí)效處理后具有最佳的抗拉強(qiáng)度、屈服強(qiáng)度及伸長(zhǎng)率, 其斷裂方式與狀態(tài)有關(guān), 鑄態(tài)合金主要呈沿晶斷裂; 固溶處理態(tài)及200℃峰值時(shí)效態(tài)呈穿晶解理斷裂; 250℃10h時(shí)效態(tài)合金呈穿晶和沿晶混合型. 通過(guò)調(diào)控合金元素比例, 利用重力鑄造出多個(gè)組合的稀土鎂合金, 并篩選出最佳比例為Nd 3.0%、Zn 0.2%, 此合金具有最佳的強(qiáng)度及伸長(zhǎng)率. 當(dāng)Zn高于1.0%會(huì)降低合金機(jī)械性能, 并且Nd含量界限應(yīng)限制在3.0%以下, 其原因是Nd可以提高合金的屈服強(qiáng)度及極限抗拉強(qiáng)度, 但是會(huì)降低合金的延展性[13]. 在相同溶液介質(zhì)環(huán)境下NZ30K耐腐蝕性明顯高于A(yíng)Z91D合金, NZ30K的腐蝕沿表面擴(kuò)散, 而AZ91D的腐蝕沿縱向擴(kuò)展, 在某些區(qū)域形成更深的腐蝕坑, 前者的腐蝕產(chǎn)物膜比后者更致密[14]. 在后續(xù)研究中, 有學(xué)者以NZ30K合金為實(shí)驗(yàn)材料得出退火溫度在420～440℃時(shí), 合金可以獲得合適的屈強(qiáng)比及耐腐蝕性[15]; Wen等[16]討論了鑄造擠壓與切屑擠壓2種方法制備N(xiāo)Z30K鎂合金, 所有擠壓合金都比鑄造合金具有更好的拉伸性能. 隨著實(shí)驗(yàn)溫度的升高, 合金的強(qiáng)度下降, 伸長(zhǎng)率增加, 通過(guò)位錯(cuò)攀爬機(jī)制可以控制合金的蠕變. 斷口的SEM觀(guān)察表明: 合金在高溫下的斷裂方式為脆性斷裂和滑動(dòng)斷裂相混合. 后續(xù)研究在NZ30K合金基礎(chǔ)上, 通過(guò)改變合金元素比例或在原基礎(chǔ)上添加其他元素, 改變合金微觀(guān)結(jié)構(gòu)及力學(xué)特性, 在實(shí)驗(yàn)階段取得了較好的結(jié)果. Xie等[17]探究了不同含量Gd元素對(duì)合金組織演變及力學(xué)性能的具體作用, 發(fā)現(xiàn)Gd含量的增加, 鑄態(tài)合金的平均晶粒尺寸不斷減小, 沿晶界分布的主要共晶化合物由Mg12Nd變?yōu)镸g3Gd, β相分布更加致密, 縱橫射電系數(shù)更高, 合金強(qiáng)度顯著提高; 當(dāng)Nd含量為4.5%時(shí), 合金綜合性能最佳; Gd的固溶強(qiáng)化顯著提高了淬火態(tài)合金強(qiáng)度, 峰時(shí)效合金中主要析出相為β柱狀相, 在β析出相中發(fā)現(xiàn)Gd元素的加入有可能取代Nd原子, β相體積分?jǐn)?shù)大幅增加導(dǎo)致析出動(dòng)力增強(qiáng).

鎂合金綜合力學(xué)性能在以后的研究中不斷被改進(jìn), 在生物活性、抗菌性、促成骨活性等方面提高顯著. Samiee等[18]利用磁濺射法在A(yíng)Z91D合金表面形成均勻的TiO2/MgO涂層, 提高了合金的耐腐蝕性能. 此外, 在體外細(xì)胞實(shí)驗(yàn)中, 細(xì)胞在涂層樣品表面生長(zhǎng)、附著、生物相容性、增殖性能都有明顯改善. Liu等[19]將堿金屬元素Na添加到鎂合金中, 制成“微合金”, 提高了硬度和抗腐蝕性, 促進(jìn)骨質(zhì)疏松修復(fù)和血管形成, 更有利于骨骼再生. Sampatirao等[20]回顧研究了等離子電解氧化(PEO)表面修飾技術(shù)對(duì)鎂合金耐腐蝕性能的改善, 通過(guò)改變電解質(zhì)成分、濃度、pH值、溫度、處理時(shí)間等參數(shù), 控制涂層的形態(tài)和厚度, 進(jìn)而改變鎂合金性能. Fang等[21]研究團(tuán)隊(duì)將絲纖維素、鈉藻酸鹽按照一定比例制成聚合物涂層應(yīng)用于鎂合金表面, 顯著提高了鎂合金的機(jī)械性能指數(shù), 確保了涂層的性能, 降低了鎂合金的腐蝕率. Guo等[22]利用循環(huán)伏安法在鎂合金表面制備了多功能多酚/氧化鋅復(fù)合涂層, 有效降低了鎂合金的腐蝕率, 同時(shí)顯著提高了抗菌性能. Guo等[23]研究團(tuán)隊(duì)采用化學(xué)轉(zhuǎn)化及浸涂涂層法, 在鎂合金表面制成磷酸鈣/膠原蛋白復(fù)合涂層, 顯著提高了鎂合金耐腐蝕性, 為成骨細(xì)胞生長(zhǎng)增殖提供有利的微環(huán)境. Wang等[24]研究團(tuán)隊(duì)在鎂合金表面利用水熱合成和浸漬法制備出MMT-BSA復(fù)合涂層, 使鎂合金擁有更好的抗腐蝕性、血液相融性及細(xì)胞相融性. Ag元素在人體中具有抗菌性和生物相容性, Zhang等[25]在研究中, 將Ag微合金元素加入到Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr合金中, 研究Ag對(duì)合金微觀(guān)結(jié)構(gòu)和耐腐蝕性的影響. 結(jié)果表明: 合金腐蝕率隨著Ag的增加而增加, 當(dāng)Ag含量為0.2%時(shí), 合金腐蝕速率與未添加Ag合金相似, 結(jié)合合金內(nèi)腐蝕性, Ag最佳添加量為0.2%.

間充質(zhì)干細(xì)胞(MSCs)可以在適當(dāng)條件下分化為包括成骨細(xì)胞、軟骨細(xì)胞、脂肪細(xì)胞及神經(jīng)細(xì)胞等在內(nèi)的多種細(xì)胞, 在骨折愈合及骨骼重塑期間發(fā)揮重要作用[26]. 根據(jù)來(lái)源MSCs可分為BMSCs和脂肪間充質(zhì)干細(xì)胞(ADSCs)[27], 在組織工程中使用適當(dāng)?shù)牟牧霞铀傩迯?fù)重建已損傷缺陷的骨組織, 需要了解植入的生物材料對(duì)BMSCs細(xì)胞反應(yīng)的影響[28]. 而B(niǎo)MSCs分泌多種內(nèi)分泌因子, 與受損組織的纖維化、增殖、凋亡、趨化、免疫調(diào)節(jié)和血管生成過(guò)程有關(guān), 通過(guò)這些作用, 骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞可以刺激損傷區(qū)域的恢復(fù)、免疫系統(tǒng)的應(yīng)答和保護(hù)其他細(xì)胞免受凋亡[29]. BMSCs在治療骨關(guān)節(jié)炎(OA)方面表現(xiàn)出較好的治療潛力, 在一項(xiàng)薈萃分析中BMSCs改善了膝關(guān)節(jié)軟骨蛻變、關(guān)節(jié)損傷, 顯著減輕了患者疼痛[30]. 6項(xiàng)臨床實(shí)驗(yàn)報(bào)告結(jié)果支持干細(xì)胞注射治療膝關(guān)節(jié)骨關(guān)節(jié)炎[31]. 在一項(xiàng)系統(tǒng)性研究回顧中, OA患者膝蓋疼痛得到明顯改善, 雖然沒(méi)有明顯改變軟骨體積, 但是軟骨質(zhì)量有顯著提高[32].

基于NZ30K制造的Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn新型鎂合金具有更好的耐腐蝕性及良好的細(xì)胞生物相容性. 有著較慢的體外降解行為, 初步顯示該合金在骨科中具有較廣的臨床應(yīng)用前景. 目前已研制出鎂合金板、螺釘?shù)? 并已進(jìn)行骨損傷修復(fù)的體內(nèi)實(shí)驗(yàn). 研究結(jié)果表明: 鎂合金螺釘系統(tǒng)在早期可以獲得良好的界面穩(wěn)定性, 但是失效時(shí)間仍然提前出現(xiàn). 因此, 后續(xù)研究重點(diǎn)將放在骨科鎂合金植入物的優(yōu)化設(shè)計(jì)上, 力求制作出符合臨床降解要求的鎂合金釘板系統(tǒng), 增強(qiáng)初始穩(wěn)定性, 并考察其在體內(nèi)外降解后的機(jī)械性能改變, 使其符合臨床要求.

4 結(jié)論

(1)研究制造的Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn擠壓前均勻化熱處理可以使粗大的樹(shù)枝晶和第二相溶于合金基體, 橫截面組織呈現(xiàn)細(xì)小的等軸晶, 組織均勻性較好; 縱截面沿著擠壓方向形成較長(zhǎng)的長(zhǎng)晶粒, 大晶粒被小晶粒所包圍, 擠壓后合金的縱截面組織均勻性較差.

(2)新型鎂合金Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn自腐蝕電位為-1.3912V, 自腐蝕電流密度為7.37× 10-7A·cm-2, 具有良好的耐腐蝕性.

(3)新型鎂合金Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-2Mn體外降解速率較為平緩, 析氫量、失重、pH變化更加穩(wěn)定.

(4)新型鎂合金Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn無(wú)明顯細(xì)胞毒性, 可以促進(jìn)細(xì)胞增殖分化, 具有良好的細(xì)胞相容性.

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corrosion degradation and cell activity analysis of new magnesium alloy screws

YANG Yue1, ZHANG Yanru1,2*, XU Jingchao1, LI Hao3, LI Jiejie3, YU Jinwei4

( 1.Institute of Orthopedics, Henan Polytechnic University, Jiaozuo 454001, China; 2.School of Medicine, Ningbo University, Ningbo 315211, China; 3.School of Medicine, Henan Polytechnic University, Jiaozuo 454001, China; 4.Department of Orthopedics, First Affiliated Hospital of Henan Polytechnic University, Jiaozuo 454002, China )

The current study was designed to investigate the corrosion resistance,degradation behavior and cell biotoxicity of new Mg-3ND-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn magnesium alloy based on NZ30K alloy. The metallographic images of the new magnesium alloy were obtained by metallographic microscope, and the SEM images were obtained by Scanning Electron Microscope. Electrochemical tests were carried out by using Wuhan Coster Electrochemical Workstation, with which the potentiodynamic polarization curves were drawn. Hydrogen precipitation volume was recorded and corrosion rate was calculated using Phosphate Buffer Solution (PBS) to simulate the body fluid environment. Both the value of pH and weight curve were measured by cell complete medium. Rat Bone Marrow Mesenchymal Stem Cells (BMSCs) were obtained, and a new magnesium alloy extract was prepared using complete cell culture medium to detect the biological activity of the cells. The corrosion potential,degradation and cell activity of ZA75 magnesium alloy were compared with 0.3% Mn alloy as control group. The results show that the new Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn magnesium alloy has finer and more uniform microstructure in equiaxed cross section, and lower uniformity in long strip structure in longitudinal section. The higher self-corrosion potential is -1.3912V, and the lower self-corrosion current density is 7.37×10-7A·cm-2.hydrogen evolution is lower, and weight loss and pH value variation are relatively small. Degradation rate decreased and subsequently increased in a small range. The trend tends to be mild. It has good cytocompatibility and can promote the proliferation differentiation of BMSCs cells. The new Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn magnesium alloy has greater corrosion resistance, stable degradation rate and good cellular compatibility. It has a broad prospect in practical application.

new magnesium alloy; corrosion potential;degradation; cell activity

R608

A

1001-5132（2022）01-0033-07

2021?10?27.

寧波大學(xué)學(xué)報(bào)（理工版）網(wǎng)址: http://journallg.nbu.edu.cn/

河南省科技攻關(guān)重點(diǎn)項(xiàng)目（201402003）; 2017年河南省高等學(xué)校重點(diǎn)科研項(xiàng)目（13170023）.

楊越（1998－）, 男, 河南信陽(yáng)人, 在讀碩士研究生, 主要研究方向: 骨科植入材料. E-mail: CAS1908@126.com

張雁儒（1970－）, 男, 河南西華人, 教授, 主要研究方向: 創(chuàng)傷骨科. E-mail: zyr@hpu.edu.cn

（責(zé)任編輯 史小麗）