可降解金属Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的降解行为

doi:10.3969/j.issn.2095-4344.2013.47.008

中国组织工程研究 ›› 2013, Vol. 17 ›› Issue (47): 8189-8195.doi: 10.3969/j.issn.2095-4344.2013.47.008

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可降解金属Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的降解行为

王勇平^{1, 2}，蒋垚²，毛琳³，牛佳林³，袁广银³

¹兰州大学第一医院骨科，甘肃省兰州市 730000；²上海交通大学附属第六人民医院骨科，上海市 200233；³上海交通大学轻合金精密成型国家工程研究中心，上海市 200240

修回日期:2013-08-03 出版日期:2013-11-19 发布日期:2013-11-19
通讯作者: 蒋垚，教授，上海交通大学附属第六人民医院骨科，上海市 200233 袁广银，教授，上海交通大学轻合金精密成型国家工程研究中心，上海市 200240 jiangyao195106@163.com
作者简介:王勇平☆，男，1975年生，甘肃省宁县人，汉族， 2013年上海交通大学毕业，博士，主治医师，主要从事关节外科，骨与软组织肿瘤及骨科生物材料研究。 wangyp312@163.com

In vitro and in vivo degradation of Mg-Nd-Zn-Zr alloy

Wang Yong-ping^{1, 2}, Jiang Yao², Mao Lin³, Niu Jia-lin³, Yuan Guang-yin³

¹Department of Orthopedics, First Hospital of Lanzhou University, Lanzhou 73000, Gansu Province, China; ²Department of Orthopedics, Sixth People’s Hospital of Shanghai Jiao Tong University, Shanghai 200233, China; ³National Engineering Research Center of Light Alloys Net Forming, School of Materials Science and Engineering, Shanghai Jiao Tong University, Shanghai 200240, China

Revised:2013-08-03 Online:2013-11-19 Published:2013-11-19
Contact: Jiang Yao, Professor, Department of Orthopedics, Sixth People’s Hospital of Shanghai Jiao Tong University, Shanghai 200233, China Yuan Guang-yin, Professor, National Engineering Research Center of Light Alloys Net Forming, School of Materials Science and Engineering, Shanghai Jiao Tong University, Shanghai 200240, China jiangyao195106@163.com
About author:Wang Yong-ping☆, M.D., Attending physician, Department of Orthopedics, First Hospital of Lanzhou University, Lanzhou 73000, Gansu Province, China; Department of Orthopedics, Sixth People’s Hospital of Shanghai Jiao Tong University wangyp312@163.com

摘要/Abstract

摘要：

背景：添加合金元素是改变镁合金微观结构和控制镁合金降解行为的有效方法。
目的：探讨Mg-Nd-Zn-Zr镁合金体内外的降解行为。
方法：①体外静态浸泡实验：在(37.0±0.5) ℃条件下，将Mg-Nd-Zn-Zr镁合金和纯镁各6个样品分别浸入 250 mL模拟体液中，浸泡过程中不搅拌振荡。静态浸泡第3，7，30天后从模拟体液中取出试样，扫描电镜及能谱分析分析Mg-Nd-Zn-Zr镁合金在模拟体液中的降解行为。②体内植入实验：在成年新西兰兔左侧股骨钻孔，实验组植入Mg-Nd-Zn-Zr镁合金，对照组植入钛合金，空白对照组不植入任何内植物。植入后1，2，4，8周，通过X射线观察内植物的位置及降解行为；植入后4，8周，通过扫描电镜观察Mg-Nd-Zn-Zr镁合金表面腐蚀产物，通过元素能谱分析腐蚀产物的成分，并计算材料降解速率。
结果与结论：①Mg-Nd-Zn-Zr镁合金浸泡于模拟体液中不同时间点的降解速率均低于纯镁组；浸泡30 d后，沉积于Mg-Nd-Zn-Zr镁合金表面的腐蚀产物主要是氧、碳、钠、镁、钙、磷和氯，去除腐蚀产物后Mg-Nd-Zn-Zr镁合金和纯镁表面均有腐蚀坑，但Mg-Nd-Zn-Zr镁合金表面腐蚀坑体积更小，分布更均匀，表明Mg-Nd-Zn-Zr镁合金和纯镁存在不同的腐蚀形式。②Mg-Nd-Zn-Zr镁合金植入动物体内后随时间延长逐渐降解，材料表面腐蚀产物及成分类似于体外浸泡实验。

关键词: 生物材料, 材料生物相容性, 镁合金, 合金元素, 降解, 体外, 体内

Abstract:

BACKGROUND: Alloying is a convenient and effective method to alter the microstructure and control the corrosion behavior of magnesium alloy.
OBJECTIVE: To explore the in vitro and in vivo degradation of Mg-Nd-Zn-Zr alloy as a degradable medical biomaterial.
METHODS: (1) In vitro static immersion test: The immersion tests were carried out at (37.0±0.5) ℃ in a thermostatic bath. Six Mg-Nd-Zn-Zr alloy samples and six pure magnesium samples were immersed in the 250 mL simulated body fluid and vibrated without agitation during immersion. After 3, 7 and 30 days static immersion, the samples were taken out from the simulated body fluid. Then the in vitro corrosion properties were evaluated using scanning electron microscope and energy dispersive spectrometer analysis. (2) In vivo animal experiment: After bone tunnel was established in the left femur of adult New Zealand rabbits, the Mg-Nd-Zn-Zr alloy rods were embedded in the Mg-Nd-Zn-Zr alloy group, titanium alloy rods were embedded in the titanium alloy group, and only bone tunnel was established in the sham-operated group. At 1, 2, 4, 8 weeks after implantation, an X-ray of the implanted region was taken to determine the location and the degradation behavior of Mg-Nd-Zn-Zr alloy. At 4, 8 weeks after implantation, the corrosion product and its element composition were observed using scanning electron microscope with an energy dispersive spectroscopy system.
RESULTS AND CONCLUSION: (1) The static immersion test showed that Mg-Nd-Zn-Zr alloy degraded slower than pure magnesium at each time point. It was obvious that there was a corrosion layer on the surface of Mg-Nd-Zn-Zr alloy after 30 days immersion in the simulated body fluid. Energy dispersive spectroscopy analysis revealed that these particles were mainly composed of oxygen, carbon, sodium, magnesium, calcium, phosphate and chlorine. After the corrosion products were removed, corrosion pits could be clearly seen on the surface of Mg-Nd-Zn-Zr alloy and pure magnesium. However, the corrosion pits on the surface of Mg-Nd-Zn-Zr alloy were smaller and more even than those on the surface of pure magnesium. This shows that the degradation modes of the Mg-Nd-Zn-Zr alloy and pure magnesium are distinctly different. (2) After implanted into the animals, the Mg-Nd-Zn-Zr alloy gradually degraded with time. And the corrosion products and ingredients were similar to the in vitro results.

Key words: alloys, biocompatible materials, biodegradation, environmental

中图分类号:

R318

王勇平，蒋垚，毛琳，牛佳林，袁广银 . 可降解金属Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的降解行为[J]. 中国组织工程研究, 2013, 17(47): 8189-8195.

Wang Yong-ping, Jiang Yao, Mao Lin, Niu Jia-lin, Yuan Guang-yin. In vitro and in vivo degradation of Mg-Nd-Zn-Zr alloy[J]. Chinese Journal of Tissue Engineering Research, 2013, 17(47): 8189-8195.

图/表（结果） 5

2.1 体外静态浸泡实验结果 Mg-Nd-Zn-Zr镁合金和纯镁静态浸泡于模拟体液中3，7，30 d后的降解速率见图2所示，结果显示，Mg-Nd-Zn-Zr镁合金在各时间点的降解速率均比纯镁慢。

值得注意的是静态浸泡30 d后Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的降解速率低于静态浸泡3 d后Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的降解速率，这可能是覆盖于Mg-Nd-Zn-Zr镁合金表面的降解产物形成防腐层阻止Mg-Nd-Zn-Zr镁合金进一步降解的结果。

图3为Mg-Nd-Zn-Zr镁合金静态浸泡于模拟体液中30 d后沉积于试样表面降解产物的扫描电镜结果。

能谱分析表明沉积于Mg-Nd-Zn-Zr镁合金表面的腐蚀产物成分主要是氧、碳、钠、镁、钙、磷和氯组成，见表1。

2.2 动物体内植入实验结果

影像学检查：图5显示了新西兰兔手术后4，8周股骨术区内植物的X射线片，对照组动物在整个观察过程中植入物位置良好，植入物无明显吸收；实验组动物植入7 d后，于植入物周围出现气泡，术后2周植入物周围气体量增加，未经任何处理气体于术后4周自然消失；根据X射线片可见Mg-Nd-Zn-Zr镁合金棒随植入时间延长其降解程度逐渐加深。

失重实验：Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的体内降解行为通过失重实验进行评价。Mg-Nd-Zn-Zr镁合金植入动物体内4和8周后的腐蚀速率见图6所示，植入4周后Mg-Nd-Zn- Zr镁合金失重约为18.30%，植入8周后Mg-Nd-Zn-Zr镁合金失重约为24.40%，结果显示随时间延长，Mg-Nd- Zn-Zr镁合金降解逐渐加深。

腐蚀形貌：Mg-Nd-Zn-Zr镁合金在新西兰兔体内植入8周后的表面形貌，镁合金表面覆盖一层灰白色腐蚀产物层，见图7A，能谱分析表明，Mg-Nd-Zn-Zr镁合金表面形成的腐蚀产物主要由氧、碳、氮、镁和磷元素组成，见表2。见图7B所示，去除Mg-Nd-Zn-Zr镁合金表面腐蚀产物后，可见清晰的腐蚀坑，腐蚀坑体积较小，分布较均匀，其表面腐蚀为均匀腐蚀。

参考文献

[1] 王勇平,尹自飞,蒋垚,等.镁合金材料在医学临床领域的应用[J].中华临床医师杂志,2011,5(24):7323-7326.
[2] Witte F.The history of biodegradable magnesium implants: A review.Acta Biomater.2010;6(5): 1680-1692.
[3] Staiger MP,Pietak AM,Huadmai J,et al.Magnesium and its alloys as orthopedic biomaterials: A review.Biomaterials. 2006;27(9): 1728-1734.
[4] Xin Y,Hu T,Chu PK.In vitro studies of biomedical magnesium alloys in a simulated physiological environment: A review.Acta Biomater.2011;7: 1452-1459.
[5] Li Z,Gu X,Lou S,et al.The development of binary Mg-Ca alloys for use as biodegradable materials within bone. Biomaterials.2008;29(10): 1329-1344.
[6] 王勇平,蒋垚.基于SCI数据库收录文献分析镁合金植入物在骨科的应用[J].中国组织工程研究,2012,16(16):2971-2980.
[7] Gu X,Zheng Y,Cheng Y,et al.In vitro corrosion and biocompatibility of binary magnesium alloys.Biomater.2009; 30(4): 484-498.
[8] Xu L,Yu G,Zhang E,et al.In vivo corrosion behavior of Mg–Mn–Zn alloy for bone implant application.J Biomed Mater Res A.2007;83(3): 703-711.
[9] Zberg B,Uggowitzer PJ,Löffler JF.MgZnCa glasses without clinically observable hydrogen evolution for biodegradable implants. Nat Mater.2009; 8(11): 887-891.
[10] Witte F,Ulrich H,Rudert M,et al.Biodegradable magnesium scaffolds: part I: appropriate inflammatory response.J Biomed Mater Res A.2007;81(3): 748-756.
[11] Witte F,Ulrich H,Palm C,et al.Biodegradable magnesium scaffolds: part Ⅱ: peri-implant bone remodeling.J Biomed Mater Res A.2007;81(3): 757-765.
[12] Witte F,Feyerabend F,Maier P,et al.Biodegradable magnesium-hydroxyapatite metal matrix composites. Biomaterials.2007;28(13): 2163-2174.
[13] Gu X,Zheng Y,Zhong S,et al.Corrosion of, and cellular responses to Mg–Zn–Ca bulk metallic glasses. Biomaterials. 2010;31(6): 1093-1103.
[14] Xu L,Pan F,Yu G,et al.In vitro and in vivo evaluation of the surface bioactivity of a calcium phosphate coated magnesium alloy.Biomaterials. 2009;30(8): 1512-1523.
[15] Yang J,Cui F,Lee IS.Surface modifications of magnesium alloys for biomedical applications.Ann Biomed Eng.2011;39: 1857-1871.
[16] Zhang X,Yuan G,Niu J,et al.Microstructure, mechanical properties, biocorrosion behavior, and cytotoxicity of as-extruded Mg-Nd-Zn-Zr alloy with different extrusion ratios.J Mech Behav Biomed Mater.2012;9: 153-162.
[17] Zhang X,Yuan G,Mao L,et al. Effects of extrusion and heat treatment on the mechanical properties and biocorrosion behaviors of a Mg-Nd-Zn-Zr alloy.J Mech Behav Biomed Mater.2012;7: 77-86.
[18] Wang Y,Ouyang Y,Peng X,et al.Effects of degradable Mg-Nd-Zn-Zr alloy on osteoblastic cell function.Int J Immunopathol Pharmacol.2012;25(3): 597-606.
[19] GB/T 16886.15-2003.医疗器械生物学评价.第15部分:金属与合金降解产物的定性与定量.
[20] ASTM-G31-72: standard practice for laboratory immersion corrosion testing of metals, Annual book of ASTM standards. Philadelphia, USA: American Society for Testing and Materials. 2004.
[21] 中华人民共和国科学技术部.关于善待实验动物的指导性意见. 2006-09-30.
[22] Kohn DH.Metals in medical applications.Curr Opin Solid State Mater Sci.1998;3(3): 309-316.
[23] Hanawa T.Evaluation techniques of metallic biomaterials in vitro.Sci Technol Adv Mat.2002;3(4): 289-295.
[24] Hanawa T. In vivo metallic biomaterials and surface modification. Mat Sci Eng A.1999;267(2): 260-266.
[25] Heublein B,Rohde R,Kaese V,et al.Biocorrosion of magnesium alloys: a new principle in cardiovascular implant technology.Heart.2003;89(6): 651-656.
[26] Lambotte A.L'utilisation du Magnesium Comme Materiel Perdu Dans L’osteosynthese.Bull Mem Soc Nat Chir.1932; 28(3): 1325-1334.
[27] McBride ED. Absorbable metal in bone surgery.J Am Med Assoc.1938;111(27): 2464-2467.
[28] Williams D.New interests in magnesium.Med Device Technol. 2006;17(3): 9-10.
[29] Song GL.Control of biodegradation of biocompatable magnesium alloys. Corros Sci.2007;49(4): 1696-1701.
[30] Pietak A,Mahoney P,Dias GJ,et al.Bone-like matrix formation on magnesium and magnesium alloys.J Mater Sci Mater Med. 2008;19(1): 407-415.
[31] Soni MG,White SM,Flamm WG,et al.Safety evaluation of dietary aluminum. Regul Toxicol Pharmacol.2001;33(1): 66-79.
[32] Flaten TP.Aluminum as a risk factor in Alzheimer’s disease, with emphasis on drinking water.Brain Res Bull.2001;55(2): 187-196.
[33] Ku CH,Pioletti DP,Browne M,et al.Effect of different Ti-6Al-4V surface treatments on osteoblasts behaviour.Biomaterials. 2002;23(6): 1447-1454.
[34] Witte F,Hort N,Vogt C,et al.Degradable biomaterials based on magnesium corrosion.Curr Opin in Solid State Mater Sci.2008; 12(5): 63-72.
[35] Witte F,Fischer J,Nellesen J,et al.In vitro and in vivo corrosion measurements of magnesium alloys.Biomaterials.2006;27(7): 1013-1018.
[36] Huan ZG,Lee?ang MA,Zhou J,et al.In vitro degradation behavior and cytocompatibility of Mg–Zn–Zr alloys.J Mater Sci Mate Med.2010;21(9): 2623-2635.
[37] Xu L,Zhang E,Yin D,et al.In vitro corrosion behaviour of Mg alloys in a phosphate buffered solution for bone implant application. J Mater Sci Mater Med. 2008;19(3): 1017-1025.
[38] Babkin VM.Effect of zirconium on the grain size of magnesium containing 4.5% Zn.Met Sci Heat Treat.2004;5: 543-544.
[39] Song G,John D.The effect of zirconium grain refinement on the corrosion behavior of magnesium-rare earth alloy MEZ.J Light Met.2002;1: 1-16.

引言

材料方法

设计：随机对照实验。

时间及地点：于2011年3至12月在上海交通大学附属第六人民医院中心实验室完成体外实验，在上海市第九人民医院动物实验室完成体内实验。

材料：Mg-Nd-Zn-Zr镁合金及纯镁由上海交通大学轻合金精密成型国家工程研究中心提供；钛合金由上海浦卫医疗器械有限责任公司提供。

实验动物：新西兰兔，雌雄各半，体质量2.0-2.5 kg，由上海杰思捷实验动物有限公司提供，许可证号[SCXK (沪) 2010-0026]，由上海市第九人民医院饲养。

实验方法：

试样制备：①体外实验试样：将Mg-Nd-Zn-Zr镁合金和纯镁锭加工成直径12 mm、高度3 mm的圆柱体状试样，表面抛光，用无水乙醇超声清洗10 min，在室温空气中晾干。纯镁为对照组。②体内实验试样：将Mg-Nd-Zn-Zr镁合金和钛合金加工成直径3 mm、高度7.5 mm的圆柱体状试样，表面抛光，用无水乙醇超声清洗10 min，在室温空气中晾干。钛合金为对照组。各组材料经环氧乙烷消毒后干燥封存待用。

体外静态浸泡实验：静态浸泡实验在(37.0±0.5) ℃水浴中进行，将Mg-Nd-Zn-Zr镁合金和纯镁各6个样品分别浸入250 mL模拟体液中^[19]，浸泡过程中不搅拌振荡。静态浸泡第3，7，30天从模拟体液中取出试样，去离子水冲洗后用乙醇清洗，室温下干燥。扫描电镜观察（日立，S-4800，日本)试样表面并确定腐蚀产物的成分，然后用200 g/L铬酸(重庆北暗化学试剂厂)清洗，去除试样表面沉积的腐蚀产物，扫描电镜再次观察试样表面的腐蚀形貌，根据下列方法计算腐蚀速率，单位取mm/年。计算公式如下^[20]：

其中，系数K=8.76×10⁴，W为失重(g)，A为试样与溶液接触的表面积(cm²)，T为浸泡时间(h)，D为密度(g/cm³)。

动物体内植入实验：

实验分组：取健康成年新西兰兔72只，随机分成实验组、对照组及假手术组，每组24只，分笼饲养，自来水加标准饲料喂养，适应1周后开始实验。实验过程中按照2006年中华人民共和国科学技术部《关于善待实验动物的指导性意见》对动物的进行处置^[21]。

动物模型及分组干预：将72只新西兰兔用盐酸塞拉嗪(4 mg/kg)和氯胺酮(8 mg/kg)肌肉注射麻醉，手术部位脱毛，固定后利用碘伏消毒术区皮肤3遍，铺无菌洞巾，于左股骨远端外侧取一纵形切口长约2 cm，依次切开皮肤及皮下组织，分离肌肉，暴露股骨远端，电钻钻孔后，依次将Mg-Nd-Zn-Zr镁合金棒植入实验组，钛合金棒植入对照组中，假手术组只于股骨钻孔而不植入任何植入物，见图1。

内植物植入完成后，生理盐水冲洗伤口，逐层缝合，并妥善包扎。所有动物术后预防性使用抗生素3 d(青霉素40×10⁴ U/d，1次/d，肌注)。手术后新西兰兔分笼饲养，常规饮食，自由活动，未行外固定。观察新西兰白兔的饮食、活动、切口渗出及愈合情况。

影像学检查：术后1，2，4，8周将各组实验动物分别在固定拍摄条件下进行X射线片检查，观察骨内植物的位置及检测Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的体内降解行为。

失重实验：术后4，8周取出Mg-Nd-Zn-Zr镁合金，扫描电镜观察材料表面的腐蚀产物，元素能谱分析腐蚀产物的成分，最后用200 g/L铬酸清洗除去材料表面沉积的腐蚀产物，扫描电镜分析材料的腐蚀形貌，采用失重实验计算降解速率。

主要观察指标：Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的体内外降解行为。

统计学分析：由王勇平应用SPSS 13.0统计软件(SPSS公司，美国)进行数据分析，两组间均数的比较采用t 检验，P < 0.05认为差异有显著性意义。

讨论

应用于骨科的植入材料种类繁多，主要有金属材料和高分子材料。金属材料主要包括不锈钢、钴基合金和钛基合金。金属材料在体内摩擦产生磨屑，以及在体液环境中腐蚀产生可溶性离子，这些磨屑及可溶性离子会产生一定的生物毒性，造成局部过敏反应或者炎症，导致骨溶解，甚至植入物治疗的失败。金属材料的力学性能特别是弹性模量与人骨组织不能很好匹配，从而产生应力遮挡效应，导致骨骼强度下降、骨愈合迟缓或不愈合，甚至发生“骨折病”。金属材料均为不可降解材料，在人体自身结构和功能恢复之后，需再次手术取出，不仅增加了患者的痛苦，而且增加了医疗费用负担^[22-25]。高分子材料主要有聚合材料和陶瓷，聚合材料的力学性能较低，陶瓷的韧性较差，另外，降解速率难以控制，降解产物易引起无菌性炎症。基于上述原因，研究开发新型医用可降解金属材料十分必要。

金属镁具有弹性模量低、力学性能佳、可降解等特点，Lambotte^[26]于1907年将镁应用于骨科领域，采用镁作为接骨板治疗下肢骨折。早期的临床应用研究发现金属镁无毒性，具有生物安全性，能促进骨组织愈合；但金属镁在体内降解太快，达不到骨折愈合要求。由于当时冶金技术水平低，生产工艺限制，镁及镁合金的力学性能及抗腐蚀性能无法满足实际需要而被力学性能及体内稳定性更好的不锈钢材料所代替，镁及镁合金材料在临床医学领域的研究应用基本上停止了^[27]。近年来，随着冶炼技术的进展，铸造工艺的改进，一方面镁的纯度得到很大提高，另一方面添加锌、钙、锰、铝、稀土等元素形成镁合金，显著提高了镁及镁合金的抗腐蚀性能及力学性能，从而使镁及镁合金作为医用可降解材料再次受到关注^{[1-3, 6, 28]}。

大量研究表明镁合金在生物环境中可降解，具有适宜的力学性能及良好的生物相容性，具备成为可降解骨科植入材料的潜力^[7-8]。与其他现己投入临床使用的各种金属植入材料相比，镁合金具有以下突出的优点：①镁密度在1.74 g/cm³左右，比目前临床应用的钛基合金、钴基合金、不锈钢等金属材料的密度小，与人体密质骨密度接近。②具有适宜的力学性能：有较高的比强度和比刚度，弹性模量低(45 GPa)，接近人骨，能有效降低应力遮挡效应，符合理想接骨板要求^[3]。③具有生物可降解性：镁及镁合金具有很低的标准电极电位^[29]，在含有氯离子的体液环境中抗腐蚀性差。④具有良好的生物相容性：可促进成骨细胞黏附及增殖，同时能促进骨质形成^{[11, 30]}。⑤镁资源丰富，价格低廉。

然而，目前的研究报道大多为工业用镁合金，除了含有大量杂质外，还含有不同程度的毒性元素，如铝元素，对人体有一定的毒性。众所周知，铝离子通过非口服方式(如鞘内注射)能引起实验动物的神经毒性，对大脑和骨也有毒性^[31-32]。Ku等^[33]指出不同钛合金表面铝离子持续释放，严重影响成骨细胞功能。另一方面，工业用镁合金极易在生物环境中被腐蚀，产生疏松多孔的氧化膜，同时释放出大量氢气，限制了镁合金的临床应用^[2-3]。因此，设计开发具有良好生物安全性的新型医用镁合金，深入探讨其生物相容性、对靶细胞的功能性及体内成骨作用，以及完成从基础研究到临床应用的转化，成为当前亟待解决的问题和发展趋势。

添加合金元素是提高镁合金抗腐蚀性能的有效方法之一^[15]，为了获得抗腐蚀性更好的医用镁合金，通过添加钕、锌和锆合金元素设计开发出了新型高强韧医用镁合金Mg-Nd-Zn-Zr^[16]。作为骨科可降解植入材料，首先要明确Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的体内外降解行为，因此，课题以Mg-Nd-Zn-Zr镁合金为研究对象，首先通过静态浸泡实验分析Mg-Nd-Zn-Zr镁合金在模拟体液中的降解行为；在此基础上，将Mg-Nd-Zn-Zr镁合金植入动物体内，系统分析Mg-Nd-Zn-Zr镁合金在动物体内的降解行为。

镁合金在水溶液环境中很容易降解，尤其在富含氯离子的环境中，镁合金暴露于模拟体液中时将发生下列反应^[34]：Mg+2H₂O→Mg(OH)₂ + H₂，精确的反应过程如下：Mg→Mg²⁺ + 2e^-，2H₂O + 2e^-→ H₂ + 2OH^-。通常镁合金在腐蚀介质中产生氧化膜，其成分主要为MgO和/或Mg(OH)₂，然而多孔或疏松的MgO和/或Mg(OH)₂并不能有效保护镁合金，其中Cl^-可将Mg(OH)₂转化成MgCl₂，然后MgCl₂溶解形成Mg²⁺和2个Cl^-[5]，Mg(OH)₂ + 2Cl^-→ MgCl₂，MgCl₂→Mg²⁺+ 2Cl^-，基于上述电化学反应原理，镁合金在人体生物环境中可降解，使其具有成为可降解金属材料的潜力。然而，镁的性质活泼，降解过快及降解过程中产生的大量气体阻碍了镁合金作为医用生物材料的临床应用。但镁合金的优势使得人们在该领域一直进行不懈的探索。

实验以通过添加钕、锌和锆合金元素开发的新型镁合金Mg-Nd-Zn-Zr为研究对象，首先进行体外静态浸泡实验，结果表明Mg-Nd-Zn-Zr镁合金比纯镁具有更高的耐腐蚀性。Mg-Nd-Zn-Zr镁合金具有优越的耐腐蚀性能，可能是由于钕、锌和锆合金元素不仅可使晶粒细化，改变合金微观结构，而且可减少杂质对镁合金的腐蚀作用。Witte等^[35]在镁合金中添加稀土元素，并进行体内降解实验，结果表明，添加稀土元素可降低镁合金的腐蚀速率。锌是一种常见的合金元素，它可克服杂质如铁和镍的腐蚀作用，提高镁合金的耐腐蚀性能^[36]。Xu等^[37]通过研究也提示锌的加入可提高镁合金的耐腐蚀性。锆通常用作细化镁合金的晶粒，从而提高合金的强度，减少杂质对镁合金的腐蚀作用^[38-39]。另外，Mg-Nd-Zn-Zr镁合金降解过程中的腐蚀产物沉积于表面形成保护层，也是降低镁合金腐蚀速率的一个重要因素。

动物实验结果揭示了与静态浸泡实验类似的情形，植入8周后，取出材料，可见内植物表面覆盖一层灰白色腐蚀产物层；去除Mg-Nd-Zn-Zr镁合金表面腐蚀产物后，可见清晰的腐蚀坑，腐蚀坑体积较小，分布较均匀，表面其腐蚀是均匀腐蚀。Mg-Nd-Zn-Zr镁合金植入动物体内4周后的失重约为18.30%；植入8周后的失重约为24.40%，结果显示，随时间延长Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的降解逐渐加深。

总之，实验以Mg-Nd-Zn-Zr镁合金为研究对象，采用静态浸泡实验及动物体内植入实验探讨Mg-Nd-Zn-Zr镁合金的降解行为，结果表明添加合金元素钕、锌和锆能有效提高镁合金材料的耐腐蚀性能，提示Mg-Nd-Zn-Zr镁合金具有成为可降解骨科植入材料的前景。

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[1]	王刚, 李东辉, 白志明. 长段输尿管损伤替代治疗的方法、材料及修复重建的演变历程[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(8): 1299-1305.
[2]	许琦, 张超, 哈承志, 王大伟. 非创伤性股骨头坏死相关易感基因：提高检测准确性开发治疗新途径[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(5): 747-752.
[3]	李黎, 马力, 李鹤. 磁性壳聚糖微球的制备及表征[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(4): 577-582.
[4]	李璇, 鲁敏, 李明星, 敖梦, 唐琳梅, 曾祯, 胡经纬, 黄志强, 宣吉晴. 磁性靶向纳米粒体外多模态成像及对肝星状细胞的靶向作用[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(4): 566-571.
[5]	唐萌萌, 陈和春, 谢宏晨, 张瑜, 谭晓霜, 孙艺璇, 黄毅娜. 聚(L-丙交酯-ε-己内酯)/交联聚乙烯吡咯烷酮输尿管支架植入大鼠膀胱后的组织相容性[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(4): 583-588.
[6]	辛鹏飞, 孙友强, 李杰, 陈建发, 邓宝贵, 向孝兵. 生物材料修复肩袖损伤的最新研究热点[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(28): 4459-4464.
[7]	刘艳华, 朱舟, 万乾炳. 静电纺丝伤口修复载药体系：组分的选择及构建策略[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(28): 4465-4473.
[8]	杨勇, 吕晨泽, 徐铭恩, 王玲, . 动态三维组织培养系统驱动方法的研究现状[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(28): 4474-4484.
[9]	郭恩慧, 许子桐, 梁贻泽, 周亮, 鲁召翔, 尤梁, 夏玉军. 一种新型光交联鱼胶原蛋白肽-透明质酸水凝胶的性能表征[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(28): 4518-4525.
[10]	马超, 王辉山, 韩劲松, 尹宗涛, 张锡祾. 心脏瓣膜假体植入和外科消融迷宫手术治疗瓣膜病合并心房颤动[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(28): 4580-4587.
[11]	赵德路, 铁朝荣, 杨偲偲, 孙珍, 王新, 朱怀安, 尹苗. 甲基丙烯酸钠修饰光交联海藻酸盐水凝胶支架的制备和表征[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(22): 3445-3451.
[12]	袁涛, 江辉, 赖圳登, 钱洪, 杨少强, 冯章启, 赵建宁, 包倪荣. 用于三维细胞培养蓬松深度互连的羟基磷灰石纤维支架[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(22): 3491-3497.
[13]	姜力, 方小娟, 潘邦伦, 林翰超, 李伟. 聚异丁烯及其热塑性弹性体：怎样从工业走向医疗[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(22): 3559-3565.
[14]	杨磊, 李霞飞, 董玉珍, 马先芬, 张其清, 赵亮. 小口径组织工程血管支架：如何产生一种具有生理重塑活性的材料[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(22): 3579-3586.
[15]	孙亦强, 王秀双, 李建军, 王欣, 赵子豪, 邢建强, 田霖, 耿晓鹏. 椎体内裂隙征引起的椎体动态不稳与神经功能损伤的关系[J]. 中国组织工程研究, 2020, 24(18): 2900-2905.