生物材料毕业论文

生物材料毕业论文生物材料毕业论文 1绪论1 1生物材料生物材料是一个崭新的学科 不过生物材料本身 却有着非常古老的历史 古埃及人曾使用棉花纤维缝合伤口 古罗 马人 中国人利用黄金修补牙齿 都是早期人们对生物材料的应用 直到20世纪初 人们开始尝试不同的材料进行人体植入试验 生物 材料这个概念才逐渐被提出和认识 近年来 生物医用材料取得了快速的发展 它与化学 生物 医学 物理 纳米技术以及其他学科建立了及其密切的关系 在研究生 物材料的组成结构 生物功能及形成机制的基础上 发展新型医用 材料以用于人体器官组织修复与替代 发展仿生高性能工程材料 1 1 1 1生物材料的定义生物材料通常有两种定义一种是指天然生物材 料 即在生命过程中形成的材料 如结构蛋白 胶原纤维 蚕丝等 和生物矿物 骨 贝壳等 另一种是指生物医用材料 其含义随着医用材料的发展而不断演变 2 1 1 2生物材料的分类生物医用材料根据其发展历程可分为生物惰性 材料 生物活性材料 可降解的细胞 基因活化的生物材料 生物惰性材料尽量将受体对植入器械的异物反应降到最低 20世纪6 0到70年代 在体内固定用的骨钉和骨板 人工关节 人工血管等取 得了快速的发展 至今生物惰性材料仍在临床大量使用 使数以万 计的患者得到了有效医治 20世纪80年代中期 具有生物活性的材料逐渐发展起来 这种材料 在生理条件下发生可控的反应 并作用于人体 生物活性玻璃 生物陶瓷 玻璃 陶瓷及其复合材料逐渐应用于整形外科和牙科 其中 羟基磷灰石 HA 因其与人体骨骼的无机盐具有相近的化学成分和晶体结构而 被各国研究者广泛关注 20世纪90年代后期 在分子水平上刺激细胞产生特殊应答反应的生 物材料逐渐兴起 这类材料将生物活性材料和可降解材料两个独立 的概念结合起来 在可降解材料上进行分子修饰 与细胞整合素结 合 诱导细胞增殖 分化 以及与细胞外的基质合成组装 从而启 动基体的再生系统 1 近年来 发展起来的新型医用材料主要有智能高分子 生物可吸收 与生物可侵蚀材料 生物医用纤维等 随着生物医用材料的研究与 开发 新型的生物医用材料将会不断涌现 3 1 2金属医用植入材料的研究现状人类在古代就已经尝试使用外界材 料来替换修补缺损的人体组织 在公元前 人类就开始利用天然材料如象牙来修复骨组织 到了19 世纪 由于金属冶炼技术的发展 人们开始尝试使用多种金属材料 不遗余力地发展生物医用材料 以解救在临床上由于创伤 肿瘤 感染所造成的骨组织缺损患者 1 2 1生物医学对材料的要求医用金属材料严格满足如下的生物学要 求 4 1 良好的组织相容性 包括无毒性 无热源反应 不致畸 不致 癌 不引起过敏反应或干扰机体的免疫机理 不破坏临近组织 也 不发生材料表面的钙化沉着等 2 物理和化学稳定性好 包括强度 弹性 尺寸稳定性 耐腐蚀 性 耐磨性以及界面稳定性等 3 易于加工成型 材料易于制造 价格适当 4 对于植入心血管系统或与血液接触的材料 除能满足以上条件 外 还须具有良好的血液相容性 即不凝血 抗凝血性好 不破 坏红细胞 不溶血 不破坏血小板 不改变血中蛋白 特别是脂 蛋白 不扰乱电解质平衡等 1 2 2生物医用材料的种类目前临床应用的医用金属材料主要有不锈 钢 钴基合金 钛合金和记忆合金等几大类 此外还有形状记忆合金 贵金属以及纯金属钽 铌 锆等 1 医用不锈钢在所有生物医用植入材料中 金属材料应用最早 而 且在临床中的应用也最为广泛 近代第一种用作植入材料的是不锈钢18 8 标准牌号302 其强度比钒钢高 抗蚀能力也较强 后来 在18 8不锈钢的基础上 人们发展了316不锈钢 该不锈钢中Mo元素的存在改善了其在生理盐水中的抗蚀性 到20世纪50年代 316不锈钢中的最高碳含量由0 08 质量分数 降到0 03 质量分数 提高了316不锈钢在氯化物溶液中的抗蚀 性能 成为新的316L不锈钢 4 316L不锈钢是制作医用人工关节比较廉价的常用金属材料 主要用 作关节柄和关节头材料 5 但临床表明316L不锈钢植入人体后 在生理环境中 有时会产生缝 隙腐蚀或摩擦腐蚀以及疲劳腐蚀破裂等问题 6 并且会因摩擦磨损 等原因释放出Ni2 Cr3 和Cr5 从而引起假体松动 最终导致植入 体失效 7 近些年来低镍和无镍的医用不锈钢正逐渐得到发展和应用 日本的物质材料研究所 筑波市 开发了一种不含镍的硬质不锈钢 的简易生产方法 这样生产的无镍不锈钢解决了原来难以加工而制造成本太高的问题 利用此法生产的无镍不锈钢生产成本低廉 有望广泛用于医疗领域 8 2 医用钴基合金钴基合金通常指Co Cr合金 有2种基本牌号Co Cr Mo合金和Co Ni Cr Mo合金 锻造加工的Co Ni Cr Mo合金是一种新材料 用于制造关节替换假体连接件的主干 如膝 关节和髋关节替换假体等 美国材料实验协会推荐了4种可在外科植入中使用的钴基合金 它们 是锻造Co Cr Mo合金 F76 锻造Co Cr W Ni合金 F90 锻造Co Ni Cr Mo合金 F562 锻造Co Ni Cr Mo W Fe合金 F563 其中锻造Co Cr Mo合金和锻造Co Ni Cr Mo合金已广泛用于植入体制造 10 四川大学华西口腔医院的研究人员发现 深冷处理可以有效提高钴 铬钼高熔铸造合金的抗拉强度 11 也能有效增强口腔铸造合金的 弯曲弹性模量 抗弯强度 耐磨性和耐腐蚀性 但是由于钴基合金价格较高 并且合金中Co Ni元素存在着严重致 敏性等生物学问题 应用受到一定的限制 近些年通过表面改性技 术来改善钴基合金的表面特性 有效提高了其临床效果 3 医用钛及钛合金纯钛具有无毒 质轻 强度高 生物相容性好 等优点 因此 20世纪50年代美国和英国开始把纯钛用于生物体 12 到了20世纪60年代 钛合金开始作为人体植入材料而广泛应用于临 床 从最初的Ti 6Al 4V到随后的Ti 5Al 2 5Fe和Ti 6Al 7Nb合金 以及近些年发展起来的新型 钛合金 14 钛合金在人体 植入材料方面获得了较快的发展 1973年北京有色金属研究总院与天津市骨科医疗器械厂合作生产了3 00个钛人工股骨和髋关节 并用于临床 由于钒有毒 对人体具有潜在的有害影响 因此20世纪70 80年代 世界各国开始用钛合金研制无钒植入物 80年代中期2种新型 型钛合金Ti 5Al 2 5Fe和Ti 6Al 7Nb在欧洲得到了发展 这类合金的力学性能与Ti 6Al 4V相近 具有较好的生物相容性和耐腐蚀性 然而此类合金仍含有Al元素 Al元素能导致器官的损伤 引起骨软 化 贫血和神经紊乱等症状 且其弹性模量为骨弹性模量的4 10 倍 种植体与骨弹性模量之间的不匹配 使得载荷不能由种植体很好地 传递到相邻骨组织 出现 应力屏蔽 现象 从而导致种植体周围 出现骨吸收 最终引起种植体松动或断裂 造成种植失败 13 4 医用贵金属以及钽 铌 锆等金属医用贵金属是指用作生物医 用材料的金 银 铂及其合金的总称 贵金属的生物相容性较好 但价格昂贵 所以类贵金属得到发展 如仿金材料的研究 钽具有很好的化学稳定性和抗生理腐蚀性 钽的氧化物基本上不被 吸收和不呈现毒性反应可以和其他金属结合使用而不破坏其表面的 氧化膜 在临床上 钽也表现出良好的生物相容性 铌 钽及锆与钛都具有极相似的组织结构和化学性能 在生物医学 上也得到一定应用 但总的来说 医用贵金属和钽 铌 锆等金属因其价格较贵 广泛 应用受到限制 1 2 3传统金属植入材料存在的问题生物医用金属材料由于其良好的 力学性能和可加工性能优势 在替代与修补人体硬组织方面占有重 要的地位 近年来 镍鉻钴合金和钛合金等金属基生物硬组织植入材料已经被 成功的应用于临床 然而 目前使用的金属材料还存在一些缺陷 1 金属材料在体内痛过腐蚀或磨损造成金属离子的溶出 继而引 发炎症或者过敏的现象 14 如在使用中发现镍鉻钴合金植入人体后会释放Cr 和Ni 离子 可能 造成皮肤过敏和毒性反应 也可能导致组织坏死和植入件的松动 2 金属材料由于自身的特点 在一些特殊性能上对生物体造成不 利的影响 例如目前常用的钛合金等金属材料 虽然具备了很好的医用生物材 料的特性 但是钛合金的弹性模量与天然骨的弹性模量不匹配 这 样就会引起应力屏蔽效应 不利于骨愈合和植入体的长期稳定 严 重的情况甚至导致局部骨质疏松和二次骨折 而且这些材料在体内 不能降解 当组织愈合时 有时需要进行二次手术对其进行拆除 增加了治疗费用和患者的痛苦 因此 现今研究逐渐关注两发面开发新型合金材料 在组成上选择 兼具力学相容性和生物相容性 并且可以根据不同植入部位的需要 以一定的速度在体内降解 被人体吸收而对健康造成危害 改进生 产工艺 采用先进的冶练 热加工艺术 以及各种表面改性技术 实现对合金化学成分 相组成以及表面状态的精确控制 其中 利用生物活性陶瓷对金属植入材料表面进行改性 制备得到 金属 陶瓷复合材料 已成为当今研究的热点 1 3镁及镁合金作为生物医用材料的研究1 3 1镁及镁合金从近十几 年来国内外对镁及镁合金各方面的报道不难发现 镁作为硬组织植 入材料 与现已投入临床使用的各种金属植入材料相比 具有以下 突出的优点 镁资源丰富 价格低廉 在地壳中镁的储量约占2 77 海水中有0 13 的镁 且相对容易提取 金属镁锭的价格在2万元 吨以下 而钛锭的价格在6万元 吨以上 镁与镁合金的密度为1 79 cm3左右 在所有结构材料中密度最小 镁及镁合金的密度与人骨的密质骨密度 1 759 cm3 极为接近 比铝合金轻25 左右 远低于Ti6A14V的密度 4 47g cm3 镁及镁合金有高的比强度和比刚度 且加工性能良好 纯镁的比强 度为133GPa g cm3 而超高强度镁合金的比强度已达到480Pa g cm3 比Ti6A14V的 260GPa g cm3 还高近1倍 在将金属材料植入人体时 因两种材料弹性模蚤不匹配产生的应 力遮挡效应是影响骨生长的负面因素之一 该效应会使骨骼强度降低 愈合迟缓 镁及镁合金的杨氏弹性模量约 为45GP 不到Ti6Al4V弹性模量 109 112GP 的1 2 如用镁及其合金替代现有金属植入材料 将能有效地缓解应力遮挡 效应 镁是人体内仅次于钾的细胞内正离子 它参与体内一系列新陈代 谢过程 包括骨细胞的形成 加速骨愈合能力等 由此可见 镁及镁合金作为硬组织植入材料 有很多优于其他金属 生物材料的性能 但是由于镁及镁合金的耐蚀性能较差 尤其是在含有Cl 离子的腐蚀环境中更是如此 而人体的生理环境又是一个对硬组织 植入材料要求苛刻的腐蚀环境 因此 对镁和镁合金腐蚀本质的研究以及表面改性技术的完善成了 解决镁和镁合金在生物材料领域应用的关键 镁是一种非常轻的金属 它的密度是1 74g cm3 在所有的金属结构 材料中密度最小 与人体骨的密度接近 镁的断裂韧性比陶瓷生物材料羟基磷灰石要高 而其弹性模量和抗 压屈服强度比其他金属植入材料更接近人体骨 是与骨带有最好的 生物力学相容性的金属材料 表1列出了几种常见植入材料及镁与人体骨物理机械性能的对比结果 表1各种植入材料与人体骨的物理性能对比特性人骨镁合金钛合金钴 铬合金不锈钢羟基磷灰石Mg作为人体必需的营养元素 其含量仅次 于Ca K Na排第四 人体质量每1Kg就含有0 5g的Mg镁在人体内有特 定的分布区域 其中大约55 在骨骼中 约25 在肌肉中 约0 8 在 细胞外液中 约0 3 在血浆中 在血浆中的浓度是0 5 1mmol L 其中65 作为自由的镁离子存在 约15 以碳酸盐 磷酸盐 柠檬酸盐及草酸盐等形式存在 约20 是蛋白质 主要以与白蛋白 结合的状态存在 细胞内 镁是除了Ca以外第二多的阳离子 其浓度是5 20mmol L ATP浓度较高的线粒体内的镁浓度比细胞质中的浓度更高 细胞质内自由镁离子的浓度为0 3 0 6mmol L Mg的生理功能主要包括 1 作为与能量代谢相关的酶的辅助因子来发密度 g cm3 1 8 2 11 78 2 04 4 4 58 3 9 27 9 8 13 1弹性模量 Gpa 3 2035 45110 117230189 20573 117压缩屈服强度 Mpa 130 180100 xx85 1117450 1000170 310600断裂韧性 Mpa m1 2 3 615 3555 115 50 2000 7挥作用 2 作为Ca的阻抗剂 抑制在细胞内的Ca的堆积 3 与骨骼代谢相关 如果发生了Mg的代谢失常就会产生高血压 动脉硬化 心律不齐等 血压循环系统的疾病 以及癫痫等神经系统疾病 Mg的缺乏 会导致神经过敏症 战栗 抑郁症 妄想 不安感 兴 奋 错乱等神经精神障碍以及心律不齐 频脉 心室性悸动等血液 循环系统的障碍 另一方面 如果镁过量 将会产生恶心 呕吐 肌肉力量低下 血液低下等状 况 血清中的Mg浓度如果达到2 5mmol L左右 深部肌腱反射现象就会减弱或者消失 2 5 4mmol L时就会产生呼吸麻痹 更高的浓度会导致心脏停止跳动 1 3 2镁及镁合金医用材料的研究目前 镁合金作为可降解生物材料 研究领域进展最大的是在可吸收镁合金心血管支架方面 镁合金支架在植入初期可对病变血管产生支撑作用 防止病变血管 发生负性重构 随着病变血管周围环境的改善及血管结构重塑的完成 血管壁内的 镁合金支架可缓慢腐蚀 直至完全降解 从而可以避免在植入后期 支架对血管壁的刺激而导致的内膜增生及再狭窄发生 镁合金支架的降解性能除对普通心血管病人具有良好的治疗效果外 对患有先天性心血管疾病的婴儿 青少年等尤其具有重要的治疗 意义 因未成年人血管尺寸不断年龄而增大 不同时期需要放置不 同尺寸的支架 传统不可降解金属支架一旦植入很难取出更换 世界上第一个镁合金支架是由德国Biotronik公司采用激光雕刻技术 对WE43 Mg 4 Y 3 RE 质量分数 镁合金管进行加工而成 镁及镁合金作为医用材料大致形成了两个主要的发展方向一是作为 骨替代材料 利用其优越的力学性能和生物相容性 采用各种表面 处理方法 提高在模拟体液中的耐腐蚀性能 以期获得较长使用寿 命的替代材料 第二是作为可降解金属植入材料 痛过腐蚀逐步被机体吸收代谢 更适用于制备短期或暂时植入器件 将镁及镁合金作为生物可降解 材料是一个崭新的研究思路 有效地避免了二次手术拆除植入金属 带来的痛苦 1 3 3镁及镁合金作为生物医用材料遇到的问题1944年Troitskii等 采用镁合金做成了接骨板和骨钉 进行了34例人骨修复实验 其中9 例由于感染或因石膏限制其囊肿的处理而失败 但在所有病人的血清中均未发现镁含量升高 而且炎性反应也很轻 微 降解过程中产生的气体轻易地通过皮下针孔抽出 术后6 8周 大多数植入材料仍能够保持力学性能的完整性 10 12周后材料被完全吸收 少量植入体由于局部环境酸度的上升而在3 5周内完全降解 1945年 Znamenski用含10 Al的Mg Al合金医治2例枪伤 在2个病例中 4周后镁骨钉消失 6周后 骨折处均融合 同时镁骨 钉消失 这些早期的应用案例说明 在20世纪的上半叶 人们对镁合金作为 骨科修复材料进行了研究 结论是镁基合金对人体是无毒性的 而 且能够促进骨组织的愈合 然而 纯镁或普通镁合金存在体内降解速率过快的问题 降解时间 只能维持骨折痊愈时间的1 3 1 4 无法维持到让伤口充分愈合 同时需要处理由腐蚀而产生的组 织内气体积聚的问题 因此 对镁及镁合金腐蚀本质的研究 如何降低镁及镁合金在人体 生理环境内的腐蚀降解速率 使其达到植入器件要求的服役时间以 及进一步改善镁及镁合金材料与组织的生物相容性是目前研究的热 点和方向 也是解决镁及镁合金在生物医用材料领域应用的关键 1 3 4镁及镁合金表面改性技术由于镁和镁合金的化学活性强 表面 氧化膜又疏松质脆 不足以形成能阻止腐蚀进一步进行的保护膜 因此 要使镁及镁合金替代现有金属生物材料成为可能 必须对其 进行表面改性 以满足临床应用对生物材料耐蚀性能的苛刻要求 在众多对镁和镁合金表面改性的技术中 根据常温下在钛合金表面 化学合成羟基磷灰石 HA 涂层的思路 认为用化学方法对镁和镁合 金表面改性 不仅工艺简单 效果显著 而且为进一步在常温下仿 生模拟生理矿化机制 共沉积蛋白质等大分子提供了可能 其中应用较多的有稀土转化膜对镁和镁合金进行表面改性和碱液对 镁及镁合金表面改性 钛合金由于具有优良的耐蚀性能和力学性能 现己较为广泛地应用 于生物医用材料领域 但由于钛合金本身与人体组织有较大的差异 在植入人体后容易形成纤维膜 且与人体组织的结合方式主要为 机械咬合 为了提高钛合金植入材料的生物相容性 人们用各种方法对钛合金 表面改性 其中用仿生法在钛合金表面沉积具有生物活性的HA涂层 取得了良好的效果 Al Abdullat等用pH值为8 3 浓度为9wt 的NaHCO3溶液50mL对纯镁浸泡3h 再将纯镁放入Hank 仿生溶液 HBSS 中 用失重法测定发现 试样的重量在约15天后开始增加 这表明有新 的物质在纯镁表面沉积 浸泡75天后 试样的重量仍在缓慢增加 表现出了良好的耐蚀性能 对用NaHCO3溶液 pH值恒定为8 3 处理过的纯镁作表面物相分析 发 现主要物相为NaHCO 3 Mg OH 2与MgCO3 在HBSS溶液中浸泡过后 对试样进行分析 发现表面沉积物的主要 成分为Mg Ca P 结合物相分析 Al Adbullat推断表面沉积物为低结晶度的白磷钙矿 Ca Mg 3 PO4 2 他还发现 在用NaHCO3溶液对纯镁进行表面处理的过程中 如不保 持溶液pH值恒定 试样会迅速溶解 可见pH值对纯镁的腐蚀速率有直接的影响 但即使将溶液的pH值保持在11 3以上 浸泡在NaHCO3溶液中的纯镁 在约5天后仍然完全溶解 Al Abdullat认为 碱液处理后的镁试样在HBSS溶液中重量不减反增的 原因是当pH值为8 3时 NaHCO3溶液中的HCO3 离子浓度达到最大 将试样在其中浸泡3h后 在表面会形成Mg OH 2与MgCO3的保护膜 这层保护膜能使镁在含有Cl 离子的HBSS溶液中与溶液中的钙 磷离子生成白磷钙矿并在表面沉 积而不会迅速溶解 纯镁在空气中有较好耐蚀性的主要原因是 镁可以与空气中的CO3 反应生成MgCO3 MgCO3像封孔剂一样对表面的氧化膜封孔 从而有效阻止腐蚀介质与 基体接触 提高镁的耐蚀性能 Al Abdullat的发现无疑使镁及镁合金表面改性沉积生物陶瓷的方法成 为可能 1 3 5镁及镁合金在模拟体液中的腐蚀纯镁及镁合金产生腐蚀的原因 是相似的 一般是因为杂质和合金元素的引入 使得活性很高的镁 基体与杂质形成电偶腐蚀 22 但在大气环境中和水溶液中镁及镁 合金的腐蚀过程略有差异 后者几乎为纯氢去极化过程 因此对氧 的浓度不敏感 镁在水溶液中腐蚀时 总的腐蚀反应为 Mg 2H2O Mg OH 2 H2 1 分步反应为 Mg Mg2 2e 2 2H2O 2e H2 2 OH 3 Mg 2 OH Mg OH 2 4 研究表明 镁及镁合金在水溶液中的腐蚀与溶液的pH值有密切的 关系 在酸性或中性溶液中 镁被腐蚀生成Mg2 而在pH值为11 12的碱性溶液中 镁及镁合金表面能生成较为稳定的钝化膜 由于镁在溶液中被腐蚀后 最终产物大多数为碱性的Mg OH 2 Mg OH 2的溶解会导致溶液的pH值发生很大的变化 进而对腐蚀速率产 生显著的影响 人体的正常体液是一个pH值十分恒定的腐蚀环境 pH 7 4 因此 在将镁及镁合金作为生物材料而研究其腐蚀行为时 在缓冲溶液或仿生溶液中研究镁的腐蚀行为 能更准确地模拟镁在 人体中的腐蚀情况 H Inoue 15 等在含有109 dm3CI 离子的硼酸缓冲溶液中分别研究了商业纯镁 99 9wt 高纯镁 99 999wt 和Mg Al Zn系的AZ 31 AZ9lE的腐蚀行为 结果表明 所研究的镁及镁合金的腐蚀速率 几乎完全取决于溶液的pH值 在pH值保持恒定的NaCI溶液中 除AZ91E外 其他试样的腐蚀速率在 浸泡过程中保持不变 当溶液pH值保持不变时 不同初始pH值的溶液会使试样的腐蚀速率 相差很大 但在没有硼酸缓冲的NaCl溶液中 由于pH值的大小会随 浸泡时间的延长而改变 被测试样的腐蚀速率也随着溶液pH值的变 化而发生明显的变化 由于镁及镁合金在水溶液中的腐蚀主要是因为杂质元素 合金元素 与活泼的基体形成的电偶腐蚀 因此镁和镁合金对杂质的含量十分 敏感 16 研究表明 在3 的NaCl溶液中 商业用纯镁 99 9wt 的腐蚀速率 4 10 8300mpy 是高纯镁 99 994wt 腐蚀速率 l2mpy 的近100倍 事实上 镁及镁合金中很多杂质元素如Fe Cu Ni都有一个纯度极 限 当镁和镁合金基体中杂质的含量超过其纯度极限时 耐腐蚀性 能将会急剧下降 镁合金在自然腐蚀从微观上看 其腐蚀破坏形貌并不均匀 很多情 况下 都是从某一局部开始 常常表现为小孔 然后有局部发展开 来 根据腐蚀的形貌可以将镁合金的腐蚀分为点蚀 丝状腐蚀和晶 间腐蚀 一般金属中常见的缝隙腐蚀在镁合金中并不常见 17 1 点蚀镁及镁合金在非氧化性介质中遇到离子半径小的活性阴离 子时 阴离子能够优先吸附在钝化膜上 与钝化膜中的Mg2 结合成 为可溶盐 并在暴露出的金属表面形成小蚀坑 钝化膜继而被破坏 镁及镁合金产生点蚀主要与合金表面膜的不完整性和基体不均匀有 关 在中性或碱性盐溶液中常常发生点蚀 这样的点蚀和其他金属的点蚀有较大的区别 并不是因闭塞孔内的 酸化而使腐蚀被催化加速 相反镁合金的点蚀使得腐蚀介质ph大大 升高 对于孔内的腐蚀还有一定的抑制作用 推动镁合金点蚀发生 的主要动力主要是蚀孔处形成了原电池效应 因此 镁及镁合金的 点蚀并非真正意义上的点蚀 2 丝状腐蚀由于镁合金的活波性 表面上总有一层膜 因此在没 有涂层的表面上 镁合金也能出现丝状腐蚀 丝头为阳极而丝尾为 阴极 镁合金表面产生的丝状腐蚀不需要环境中的氧就可以很快速 度扩展 并且伴随丝头析氢的现象 阳极极化可以加速镁合金的丝 状腐蚀 AZ91镁合金早起的腐蚀被认为以点蚀和丝状腐蚀为主 3 晶间腐蚀金属或者合金的晶间腐蚀是沿着材料的晶界发生的一 种局部腐蚀 通常这样的腐蚀是因为晶界与晶内的物理化学状态和 化学成分的不均匀性引起的电化学性质的差异 晶间腐蚀导致晶粒 间失去结合力 大部分镁合金的第二相分布于晶界 相对于晶粒来说是阳极 更加 稳定不易被腐蚀 如果出现晶间腐蚀 则发生在晶粒内部靠近周边的区域 并不会沿 着晶界纵深发展 对于含铝的镁合金 由于铝在晶粒内部含量低于晶粒周边 一般是 晶粒内部先被腐蚀 所以此类镁合金发生晶间腐蚀的倾向很小 除此之外 真实的生理环境并非简单的人体体液 医用材料在植入 人体后长起浸泡在含有有机酸 碱金属或碱土离子等构成的恒温电 解质环境中 加之蛋白质 酶和细胞的作用 导致植入材料的环境 相当复杂 而在生物体内的磨损和应力也不容忽视 随之产生的疲劳腐蚀 应 力腐蚀也是考验镁合金植入材料使用寿命的各种因素 1 3 6提高镁及镁合金的耐蚀性的途径目前提高镁及镁合金耐蚀性能 主要从以下三个方面入手 1 减少镁合金中的有害杂质元素 制备高纯镁合金 提高镁的耐 蚀性能 可以从提高材料本身的纯度着手 严格控制镁合金中的杂 质元素的含量 例如在镁合金的生产中添加适当的元素 将有害元素Fe Ni等含量降 低到临界值下 还有在镁合金中添加新元素改变材料的相结构和微 观结构来提高耐蚀性能等 2 采用快速凝固工艺 提高固溶度极限并细化晶粒 快速凝固工 艺不但可以增大有害杂质元素的固溶度极限 形成成分范围较宽的 相组织 而且使合金表面的成分均匀化 降低局部微电偶电池的活 性 从而提高镁合金的耐局部腐蚀性能 3 利用适当的表面改性手段材料表面改性通过物理 化学和生物 等各种技术手段改善基体材料的表面性质 在不影响基体本身物理 性能的情况下 大幅改善其耐蚀性 这种方法是目前应用最为广泛 的方法 一般商业用镁合金的表面处理方法有阳极氧化 化学转化 激光表 面处理 离子注入和气相沉积等 1 3 7仿生矿化法在镁及镁合金表面制备羟基磷灰石涂层仿生法制备 羟基磷灰石涂层是近几年来发展起来的新方法 该方法模拟人体磷 灰石的矿化过程 通过对基体进行适当的表面处理 使基体表面形 成带有特殊负电荷官能团的负离子 再将基体材料置于自然温和 类似于人体组织内环境条件的模拟体液中 这时Ca2 PO43 等离子由于负电荷官能团离子的吸附作用而在基体表面沉积 形成 磷灰石层 仿生矿化在充分了解自然界生物矿化的基础上 从过程和结构两个 方面模拟其矿化过程 这种制备羟基磷灰石涂层的工艺与传统的工 艺相比 有以下几个较为明显的优点 18 1 磷灰石涂层在类似于人体组织内环境条件下沉积出来 其成分 更加接近人体的骨无机质 可望具有更高的生物相容性和骨结合能 力 目前等离子喷涂技术虽然被广泛应用 然而羟基磷灰石在高温下易 分解 所形成的涂层成分难以控制 使植入物的生物相容性大打折 扣 2 仿生法在低温下进行 可避免高温过程中引起的相变和脆裂 有利于增强金属基片与陶瓷涂层之间的结合力 又可为共沉积蛋白 质等生物大分子提供可能性 通过改变溶液的成分来改变涂层的成 分 可以使蛋白质 骨生长因子 抗生素等有机物质在仿生溶液中 与羟基磷灰石共沉积 3 利用仿生技术可在形状复杂和多孔的基片上形成均匀的涂层 由于仿生法将基体浸泡在钙磷灰石中 依靠基体与溶液中离子识别 使试样表面自然沉积出一层陶瓷磷灰石 因此 该工艺适用于形 状复杂的试样 4 所需设备简单 操作方便 沉积工艺易控制 费用较低 1 4羟基磷灰石羟基磷灰石的理论组成是Ca10 PO4 6 OH 2 Ca P原子 比为1 76 由于受到制备过程的影响 其真正的组成十分复杂 但 人工制备HA相对生物HA较为单一 HA晶体结 构为六方晶系 19 晶格参数a b 0 943 0 938nm c 0 6 88 0 686nm 单位晶胞含有10个Ca2 6个PO43 和2个OH 结构中的10个Ca2 占据两个位置 其中6个Ca2 在z 1 4和z 3 4的位 置上各三个 它们分布于6个PO43 四面体之间 Ca2 位于O组成的三配位体中心 且与这6个PO43 四面体当中的9个角顶上的氧离子相连 这种Ca2 的配为数为9 这 样的连接结果是在整个晶体结构中形成了平行于C轴的较大通道 附 加阴离子OH 则与上下两层的6个Ca2 组成配位八面体 其中4个Ca2 则位于z 0和 z 1 2的位置各两个 与位于Ca O八面体的中心 这种钙离子的配为数为7 PO43 四面体形成了HA的骨架结构 使HA具有很好的稳定性 20 21 HA陶瓷由于分子结构和钙磷比与正常骨的无机成分非常接近 对于 生物体组织无刺激性和毒性 因此生物相容性十分优良 大量体外和体内试验表明 HA在与成骨细胞共同培养时 HA表面有 成骨细胞聚集 植入骨缺损时 骨组织与HA之间无纤维界面 植入 体内后 表面也有磷灰石结构形成 可见HA具有很好的骨引导能力 和骨结合性能 1 5选题意义和研究内容1 5 1选题意义中国是镁资源大国 储量 产量 出口量均占世界首位 自本世纪初 国家加强了对镁工业发 展的力度 为镁的开发应用提供了良好的环境 现有的医用金属材料 钛合金 价格高而纯生物陶瓷 羟基磷灰石 脆性大 将力学性能 机械性能俱佳 且生物相容性良好的镁作 为生物医用植入材料为镁工业的发展提出了新的方向 本文在查阅大量国内外文献的基础上 发现目前研究存在的不足 提出自己的研究思路 以其对镁基植入材料的研究做进一步的扩展 镁合金具有比纯镁更优越的耐蚀性和力学性能 目前将镁合金作为 硬组织替代材料的研究还较少 本研究选择耐蚀性良好 强度 振 动衰减系数以及造骨能力较强并被广泛应用的压铸镁合金AZ91D作为 类骨磷灰石沉积的基体 对其进行合理的表面预处理 应用仿生矿 化法在镁合金表面制备类骨磷灰石涂层 以获得集金属材料的强度 韧性和生物活性陶瓷的抗蚀 耐磨及生物相容性为一体的新一代 人体硬组织修复替代材料 本研究采用一步预钙化工艺对镁合金的表面进行预处理 然后将其 浸泡在SBF溶液中 观察其形成涂层的耐蚀性能 一步预钙化工艺的不同导致涂层的性能有所不同 分析对比不同预 钙化工艺所形成涂层的性能 获得镁合金表面快速沉积羟基磷灰石 涂层的最优温度和浸泡时间条件 并研究羟基磷灰石沉积的机理 1 5 2研究内容1 了解可降解生物材料国内外研究现状 掌握相关 的文献资料 2 选择一步预钙化采用的浸泡温度和时间 制定相关 的实验方案 3 进行实验 加工试样 对试样进行预钙化处理以及 m SBF溶液浸泡实验 研究形成涂层的特性 观察分析涂层厚度 表面 形貌 化学成分 物相的组织结构等 研究并比较其耐蚀性能 4 通过研究讨论不同预处理工艺条件对磷灰石涂层的影响 并选定所 得最优条件 2 试验材料及实验方法在总结国内外研究的基础上 得到仿生矿化 在镁合金表面类骨磷灰石研究的基本思路 本章首先介绍研究所需 材料 实验仪器 然后提出研究的技术路线 并分别对镁合金的一 步预钙化工艺 模拟体液的配置 腐蚀及矿化等试验进行详细说明 通过对不同一步预钙化工艺的试样进行耐蚀性和仿生矿化的研究 得到最优的试验方案 从而制备性能良好的磷灰石涂层 2 1试验材料试样选用压铸镁合金AZ91D为基体 其成分如表2 1 材 料经过线切割成15mm 10mm 5mm试样 在丙酮溶液中清洗10mins 表 面经300 500 800 1000 SiC水砂纸打磨 分别在丙酮 去离 子水中超声清洗5mins 冷风吹干 表面预处理以及仿生试验所需试剂如表2 2 表2 1压铸镁合金AZ91D 的化学成分合金Mg AlZn MnSi Be其他AZ91D89 97848 996450 705680 253820 048660 0071 0 002 表2 2试验所需试剂药品纯度产地NaCl分析纯北京化工厂KCl分析纯 北京化工厂Na2SO4分析纯北京化工厂NaHCO3分析纯北京化工厂K2HPO 4 3H2O分析纯北京化工厂CaCl2分析纯北京化工厂MgCl 6H2O分析 纯北京化工厂 CH2OH 3H2分析纯北京化工厂盐酸分析纯 36 38 北京化工厂镁合金试样的预处理及分析所需设备 1 KQ 100DE型超声清洗机 2 10347型磁力搅拌器 3 AEL 100型分析天平 4 PHS 29A型ph计 5 HH 6型电热恒温水浴锅 6 日本S 3400N型扫描电子显微镜对涂层表面形貌 7 Rigaku Dmax RB日本理学D max2200PC型X射线衍射仪对涂层物相分析 8 PS 168电化学测试系统 2 2技术路线镁合金基体试样制备 2 3预处理工艺2 3 1一步预钙 化工艺在不同温度 浸泡时间下 将制备好的镁合金试样浸入0 15m ol L的未处理试样不同时间 温度的一步预钙化试样m SBF溶液浸泡腐蚀实验 2d 生成涂层的性能检测扫描电子显微镜 SEM 检测涂层形貌X 射线衍射仪 XRD 分析涂层物相组成涂层在m SBF溶液中的耐蚀性能选定最优的预钙化工艺探讨羟基磷灰石的形成 机理EDTA Na2Ca溶液中 然后向其中缓慢滴加等体积的0 15mol L的K2HPO4溶 液 利用预钙化手段在镁合金基体表面提前引入Ca2 HPO43 当基体浸入SBF溶液时 可加速基体对溶液中阴离子的吸引 使镁 合金表面沉积出羟基磷灰石的前躯体 达到一步对镁合金表面基体 进行预钙化 为镁合金表面快速沉积羟基磷灰石涂层提供条件 在这个研究中 AZ31合金在ph为8 9 因为单相HAp涂层在150mmol L Ca EDTA纯镁上形成 所以ph被认为是8 9 改变处理时间来确定涂层的 增长过程 2 4模拟体液的配置自从Kokubo 23 提出了仿生法制备磷灰石涂层以 来 随着仿生合成工艺的不断深入 模拟体液也经历了很多改进 根据研究的不同需要 研究者对溶液的离子浓度进行了细微调节 使其更利于仿生沉积 模拟体液是钙磷离子的过饱和溶液 模拟了人体组织液的无机成分 有时也会根据实验要求适当添加蛋白质等有机成分 配置的时候 要确保溶液时无色透明的 如有沉淀产生应重新配置 在加入试剂时必须要按照一定的顺序进行 不能将多种试剂同时加 入溶剂中 而且要在一种试剂完全溶解后再加入下一种试剂 否则 极易产生沉淀 本研究采用的是m SBF模拟体液 其溶液离子浓度与人体血浆的对比如表2 3 m SBF溶液中的Ca2 HPO42 为先前使用的SBF溶液的5倍 其他离子浓度不变 ph为7 4 提高模拟体液中离子浓度的目的是为了提供充足的反应离子 提高 磷灰石的沉积效率 溶液的配置及仿生矿化过程中保持溶液的温度为37 5 表2 3m SBF溶液与人体血浆的离子浓度对比2 5SBF溶液浸泡腐蚀试验将未处 理的镁合金试样 不同时间不同温度下一步预钙化后的试样分别置 于配置好的m SBF溶液中浸泡2天 初始ph值为7 4 每天对试样的质量和溶液的ph 进行测量 观察ph值随着浸泡时间的变化以及试样在m SBF溶液中的失重率和平均腐蚀速率 2 6SBF仿生矿化试验将未处理的镁合金试样 不同时间不同温度下 一步预钙化后的试样分别置于配置好的m SBF溶液中浸泡2天 仿生矿化实验结束后 采用扫描电子显微镜 SEM 对试样表面生成 涂层进行形貌观察 能谱仪 EDS 检测涂层成分 计算Ca P 以分 析类骨磷灰石的沉积率 X 射线衍射仪分析涂层物相组成 检测所沉积的类骨磷灰石的种类 2 7预处理及仿生矿化工艺的初步总结根据m SBF耐蚀性能研究和m SBF矿化研究的试验数据 分析不同一步预钙化工艺对镁合金基体在 m SBF溶液中的耐蚀性能和矿化性能的影响 通过比较不同条件下涂层 的耐蚀性 获得镁合金表面快速沉积羟基磷灰石涂层的最优温度和 浸泡时间条件 以备进一步仿生涂层制备研究 离子Na K Ca2 Mg2 HCO3 Cl HPO42 SO42 血浆142 05 02 51 527 0103 01 00 5m SBF81512 51 54 2147 85 00 53 一步预钙化试样在SBF溶液中的腐 蚀与矿化本章分别介绍了未处理的镁合金和不同一步预钙化工艺处 理的试样在m SBF溶液中的腐蚀和矿化研究结果 通过分析浸泡溶液的ph值随着时 间变化和试验基体的平均腐蚀速率 评价基体在m SBF溶液中的耐蚀性能 并探索其腐蚀过程 另外 综合SEM EDS和 XRD试验结果 比较各试样在m SBF溶液中仿生矿化能力 获得镁合金表面快速沉积羟基磷灰石涂层 的最优温度和浸泡时间条件 并讨论羟基磷灰石沉积的机理 3 1一步预钙化试样在SBF溶液中的腐蚀本研究中 分别对未处理的 镁合金 不同温度不同时间下的一步预钙化工艺处理的试样在m SBF溶液中浸泡了2d 并定时对试样的质量和溶液的ph值进行检测 对比分析这些数据以得到不同预处理方法对镁合金耐蚀性能的影响 3 1 1SBF溶液的ph值变化在镁合金的仿生矿化研究中 常常通过检 测浸泡溶液的ph值随时间的变化来评价基体的耐蚀性能 因为在模 拟体液中 镁合金在各种侵蚀性离子的作用下 产生较为明显的析 氢现象 随之产生的OH 致使浸泡试样的模拟体液ph产生显著变化 因此 可以根据溶液的p h值变化来推测镁合金试样的腐蚀程度 图3 1对比了未处理镁合金试样 80 C4h 90 C4h 90 C8h一步预 钙化的试样在m SBF溶液中浸泡21天的ph值变化曲线 图3 1浸泡不同试样的SBF溶液的pH随时间变化曲线图3 1对比了未处 理的镁合金试样 80 C4h 90 C4h 90 C8h一步预钙化的试样在m SBF溶液中浸泡21天的ph值变化曲线 开始的一段时间内 pH值迅速降低 这些变化都是由于试样在浸泡 的不同时期发生析氢腐蚀引起的 再随着时间的增加 80 C4h条件下处理的试样在10天后变化趋于稳 定 pH值基本控制在7 0 7 5范围内 相对于未处理的AZ91D试样pH值偏高一些 而90 C4h 90 C8h处理的试样pH值低于未处理的AZ91D试样 实验结果表明 90 C4h 90 C8h处理的试样的耐蚀性能得到了提高 3 2一步预钙化试样在m SBF溶液中仿生矿化涂层的形貌3 2 1相同时间不同温度下处理的试 样80 0 380 180 280 480 8图3 2为试样在80 不同时间的条件下一步预钙化后 然后在m SBF溶液中浸泡2天的表面特征图 一步预钙化时间为30分钟时 试样表面有一层片状的聚合物富集 表面出现了分散的点蚀和网状裂纹 随着预钙化时间的增长 当时 间为1h时 试样表面的网状裂纹依然存在 但是点蚀坑显著减少 表面聚合物的片状结构也变小 形成疏松的沉积层 时间为2h时 H A的沉积增加 4h时 羽毛状的聚合物密集的覆盖在表面 HA的沉积 比2h的效果更好一些 8h时 表面羽毛状的聚合物数量大量减少 但基体表面上的片状聚合物结构更加细小 均匀 元素重量原子百分比百分比C K3 165 77O K46 4263 66Mg K0 280 25P K17 6312 49Cl K0 440 27Ca K32 0817 56总量100 0080 4元素重量原子百分比百分比O K37 7357 58Na K0 570 60Mg K1 131 14P K20 8616 44Cl K0 720 50Ca K38 9923 75总量100 0080 8图3 3为80 4h和80 8h一步预钙化试样在m SBF溶液中浸泡2天的面扫描EDS结果 可以看出 基体成分Mg的含量 在80 8h的条件下比80 4h条件下的少 而Ca P元素的含量较80 4h条件下的处理的试样有所提高 这说明 80 8h条件下