楊 越,張雁儒,2*, 徐景超, 李 昊, 李潔潔, 余進偉

新型鎂合金螺釘體外腐蝕降解及細胞活性研究

楊 越1,張雁儒1,2*, 徐景超1, 李 昊3, 李潔潔3, 余進偉4

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

研究了基于NZ30K合金開發(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工作站進行電化學測試, 并繪制動電位極化曲線, 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算腐蝕速率; 利用細胞完全培養(yǎng)基測定pH值、重量變化曲線; 獲取大鼠骨髓間充質(zhì)干細胞(Bone Mesenchymal Stem Cells, BMSCs), 并利用完全細胞培養(yǎng)基制作新型鎂合金浸提液, 檢測細胞生物活性, 以ZA75鎂合金為基礎(chǔ)添加0.3%Mn元素制成合金作為對照組, 比較腐蝕電位、體外降解情況以及細胞活性. 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小均勻性較好, 縱截面呈長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; 具有良好的細胞相容性, 可以促進BMSCs細胞增殖分化.

新型鎂合金; 腐蝕電位; 體外降解; 細胞活性

可降解生物醫(yī)用材料自研發(fā)以來備受關(guān)注, 良好的材料特性在推動其研發(fā)的同時為其奠定了臨床應(yīng)用價值. 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, 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)物可以通過體內(nèi)代謝途徑排出體外. 同時, 鎂是人體細胞內(nèi)外液體中最豐富的陽離子之一, 對骨骼和牙齒的形成起到關(guān)鍵作用. 細胞外液中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條件下降解很快, 無法完全滿足臨床要求. 如果鎂合金在植入初期的降解速度相對緩慢, 可以保證植入物的力學支撐性能在組織再生之前不受影響; 而快速降解會導(dǎo)致種植體過早喪失機械支撐性能或脫落. 與早期的純鎂相比, 鎂合金的降解性能已有明顯提升, 力學性能和保持骨傳導(dǎo)性也有提高, 可促進骨的形成生長[4-5]. 目前需要進一步研究和優(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特性[6]; 同時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作為對照組, 進行模擬體液體外降解和析氫實驗, 對比2種合金材料的電極化曲線、腐蝕速率、重量變化, 配合細胞實驗以獲取新型鎂合金促進細胞生長活性及細胞毒性數(shù)據(jù).

1 材料及方法

1.1 實驗材料

實驗材料采用基于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)實驗要求制成不同規(guī)格的螺釘、接骨板等形狀, 作為實驗組. 同時, 選擇ZA75鎂合金, 添加0.3%Mn, 配比為Mg-Zn-Al-Mn(平衡- 7-5-0.3)制成與實驗組相同規(guī)格的螺釘、接骨板, 作為對照組.

1.2 實驗方法

與河南理工大學材料學院合作, 得到實驗組和對照組2組新型鎂合金材料的顯微組織分析結(jié)果及其動電位極化曲線. 采用磷酸鹽緩沖溶液(PBS)作為液體介質(zhì)進行電化學實驗. 析氫實驗采用自主搭建的簡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上, 加入約15mL沒過螺釘?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; 在實驗中后期根據(jù)實際情況將5mL注射器更換為60mL注射器; 正式實驗前進行預(yù)實驗, 測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, 測定螺釘?shù)闹亓孔兓?

細胞活性實驗: 通過大鼠活體提取其骨髓間充質(zhì)干細胞(Bone Mesenchymal Stem Cells, BMSCs), 全骨髓貼壁培養(yǎng)7～12d后傳代, 待細胞生長狀態(tài)良好后種植于24孔板上, 置于細胞培養(yǎng)箱(37℃、5%CO2)培養(yǎng). 待細胞生長至50%左右或貼壁完全長好, 添加鎂合金浸提液繼續(xù)培養(yǎng), 觀察24、48、72h時細胞的增殖及分化. 實驗組添加Mg-3Nd- 0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn合金浸提液培養(yǎng), 對照組添加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, 在細胞培養(yǎng)箱中放置48h, 將培養(yǎng)基收集后用0.45μm濾膜過濾, 4℃保存. 實驗在超凈臺上進行. 根據(jù)文獻[10]中實驗步驟, 將浸提液稀釋6～10倍, 進行后續(xù)實驗.

1.3 數(shù)據(jù)處理

采用Origin 2017軟件處理實驗數(shù)據(jù), 數(shù)據(jù)采用均值±標準差, 組間分析采用單因素方差分析,<0.05表示有統(tǒng)計學差異.

2 結(jié)果

2.1 鎂合金螺釘參數(shù)信息

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

表1 實驗組與對照組鎂合金螺釘規(guī)格

注: 表面積為計算估讀值.

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, 由于熱擠壓過程中合金發(fā)生動態(tài)再結(jié)晶, 熱擠壓后合金組織由細小的再結(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)過擠壓加工后, 合金組織明顯細化; Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr-0.2Mn合金橫截面為細小的等軸晶組織; 縱截面出現(xiàn)了尺寸相對較大的晶粒, 沿擠壓方向分布. 同時可以看出, 由于擠壓過程較短, 合金內(nèi)部發(fā)生動態(tài)再結(jié)晶, 晶粒來不及完全伸展, 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)過熱擠壓發(fā)生了明顯的動態(tài)再結(jié)晶, 合金在擠壓過程中遭受強烈的外力作用, 使合金內(nèi)部的晶粒組織和第二相發(fā)生破碎. 第二相顆粒沿擠壓方向被碾碎成更細小的顆粒, 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, 由于鎂合金具有相對較好的塑性, 加工硬化與軟化兩個過程同時發(fā)生, 因此鎂合金的堆垛層錯能較低, 動態(tài)再結(jié)晶過程更容易發(fā)生, 并細化晶粒. 在300℃擠壓溫度下, 元素的激活能較低, 不容易擴散, 且塑性變形在再結(jié)晶溫度以下發(fā)生, 擠壓時間過短, 再結(jié)晶晶粒不容易長大. 同時, 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, 因此對位錯起到了釘扎作用, 阻礙了位錯運動, 從而提高了合金的力學性能. 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)致合金過冷度增加, 同時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 新型鎂合金動電位極化曲線

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可以觀察到, 實驗組自腐蝕電位高于對照組, 通過對極化曲線進行擬合得到自腐蝕電位和自腐蝕電流密度. 實驗組自腐蝕電位為-1.3912V, 自腐蝕電流密度為7.37×10-7A·cm-2; 對照組自腐蝕電位為-1.4397V, 自腐蝕電流密度為5.64×10-6A·cm-2. 表明實驗組耐腐蝕性高于對照組.

圖3 實驗組與對照組動電位極化曲線擬合結(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驗結(jié)果. 從圖4可看到, 實驗組總產(chǎn)氣量為(11.5±0.05)mL, 對照組總產(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)氣量同時提高, 對照組析氫量明顯高于實驗組, 后期實驗組析氫速率加快, 且趨于穩(wěn)定, 對照組析氫速度顯著增加(圖4(a)). 實驗組總失重量為(0.0107±0.00012)g, 對照組為(0.0341±0.00016)g; 2組螺釘失重變化趨勢與析氫趨勢相近(圖4(b)). 實驗組pH值逐漸上升至9.3, 對照組pH值上升至10.9, 最終在相同時間區(qū)域內(nèi)對照組溶液pH值高于實驗組(圖4(c)). 2組螺釘在實驗前中期降解趨勢相近, 而在中后期對照組降解速率明顯加快后減緩, 實驗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胞活性

圖5為添加浸提液后不同時期細胞培養(yǎng)形態(tài). 從圖5可以看到, 實驗組添加新型鎂合金浸提液24h后BMSCs已出現(xiàn)分化; 48h后細胞形態(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后細胞高度分化逐漸伸長, 胞質(zhì)呈纖維狀, 胞核清晰可見. 對照組培養(yǎng)24h后少數(shù)細胞出現(xiàn)分化跡象, 呈多邊形或三角形; 48h后多數(shù)細胞呈梭形生長, 形態(tài)較“飽滿”, 極少數(shù)細胞高度分化; 72h后亦呈高度分化, 細胞增殖相對較慢. 空白組培養(yǎng)24h后, 細胞分化不明顯; 48h后少數(shù)細胞出現(xiàn)分化, 呈梭形、多邊形; 72h后多數(shù)細胞開始高度分化, 多呈現(xiàn)梭形及圓形, 胞質(zhì)胞核清晰. 同時可以觀察到, 實驗組代表的新型鎂合金可以促進BMSCs細胞分化增殖, 沒有出現(xiàn)生長抑制及加速細胞凋亡現(xiàn)象; 對照組也有較為明顯的促進細胞分化作用, 但細胞增殖相對較弱, 推測與合金材料中Al元素有關(guān). 已有研究表明[11], Al元素對神經(jīng)細胞、骨細胞有一定損害.

圖5 新型鎂合金浸提液的細胞增殖分化形態(tài)

3 討論

最早由蔣海燕等[12]開發(fā)的Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr (NZ30K)稀土鎂合金在200℃峰值時效處理后具有最佳的抗拉強度、屈服強度及伸長率, 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℃峰值時效態(tài)呈穿晶解理斷裂; 250℃10h時效態(tài)合金呈穿晶和沿晶混合型. 通過調(diào)控合金元素比例, 利用重力鑄造出多個組合的稀土鎂合金, 并篩選出最佳比例為Nd 3.0%、Zn 0.2%, 此合金具有最佳的強度及伸長率. 當Zn高于1.0%會降低合金機械性能, 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度及極限抗拉強度, 但是會降低合金的延展性[13]. 在相同溶液介質(zhì)環(huán)境下NZ30K耐腐蝕性明顯高于AZ91D合金, NZ30K的腐蝕沿表面擴散, 而AZ91D的腐蝕沿縱向擴展, 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, 有學者以NZ30K合金為實驗材料得出退火溫度在420～440℃時, 合金可以獲得合適的屈強比及耐腐蝕性[15]; Wen等[16]討論了鑄造擠壓與切屑擠壓2種方法制備NZ30K鎂合金, 所有擠壓合金都比鑄造合金具有更好的拉伸性能. 隨著實驗溫度的升高, 合金的強度下降, 伸長率增加, 通過位錯攀爬機制可以控制合金的蠕變. 斷口的SEM觀察表明: 合金在高溫下的斷裂方式為脆性斷裂和滑動斷裂相混合. 后續(xù)研究在NZ30K合金基礎(chǔ)上, 通過改變合金元素比例或在原基礎(chǔ)上添加其他元素, 改變合金微觀結(jié)構(gòu)及力學特性, 在實驗階段取得了較好的結(jié)果. Xie等[17]探究了不同含量Gd元素對合金組織演變及力學性能的具體作用, 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, 合金強度顯著提高; 當Nd含量為4.5%時, 合金綜合性能最佳; Gd的固溶強化顯著提高了淬火態(tài)合金強度, 峰時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相體積分數(shù)大幅增加導(dǎo)致析出動力增強.

鎂合金綜合力學性能在以后的研究中不斷被改進, 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AZ91D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, 在體外細胞實驗中, 細胞在涂層樣品表面生長、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)對鎂合金耐腐蝕性能的改善, 通過改變電解質(zhì)成分、濃度、pH值、溫度、處理時間等參數(shù), 控制涂層的形態(tài)和厚度, 進而改變鎂合金性能. Fang等[21]研究團隊將絲纖維素、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, 同時顯著提高了抗菌性能. Guo等[23]研究團隊采用化學轉(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, 為成骨細胞生長增殖提供有利的微環(huán)境. Wang等[24]研究團隊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對合金微觀結(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Ag含量為0.2%時, 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)干細胞(MSCs)可以在適當條件下分化為包括成骨細胞、軟骨細胞、脂肪細胞及神經(jīng)細胞等在內(nèi)的多種細胞, 在骨折愈合及骨骼重塑期間發(fā)揮重要作用[26]. 根據(jù)來源MSCs可分為BMSCs和脂肪間充質(zhì)干細胞(ADSCs)[27], 在組織工程中使用適當?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BMSCs細胞反應(yīng)的影響[28]. 而BMSCs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)和血管生成過程有關(guān), 通過這些作用, 骨髓間充質(zhì)干細胞可以刺激損傷區(qū)域的恢復(fù)、免疫系統(tǒng)的應(yīng)答和保護其他細胞免受凋亡[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項臨床實驗報告結(jié)果支持干細胞注射治療膝關(guān)節(jié)骨關(guān)節(jié)炎[31]. 在一項系統(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)? 并已進行骨損傷修復(fù)的體內(nèi)實驗. 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, 但是失效時間仍然提前出現(xiàn). 因此, 后續(xù)研究重點將放在骨科鎂合金植入物的優(yōu)化設(shè)計上, 力求制作出符合臨床降解要求的鎂合金釘板系統(tǒng), 增強初始穩(wěn)定性, 并考察其在體內(nèi)外降解后的機械性能改變, 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枝晶和第二相溶于合金基體, 橫截面組織呈現(xiàn)細小的等軸晶, 組織均勻性較好; 縱截面沿著擠壓方向形成較長的長晶粒, 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無明顯細胞毒性, 可以促進細胞增殖分化, 具有良好的細胞相容性.

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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.

寧波大學學報（理工版）網(wǎng)址: http://journallg.nbu.edu.cn/

河南省科技攻關(guān)重點項目（201402003）; 2017年河南省高等學校重點科研項目（13170023）.

楊越（1998－）, 男, 河南信陽人, 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

（責任編輯 史小麗）