镁合金医用植入物及其制备方法

1.本发明涉及镁合金医用植入物的技术领域，具体的，涉及生物可降解镁合金医用植入物及其制备方法。


背景技术：

2.常用的不锈钢、钛合金等生物惰性医用金属永久占据了骨骼生长空间，难以实现受损骨骼的整体重建，如果进行二次手术取出又给病人造成新的组织创伤和经济负担。可降解材料受到越来越多的瞩目，作为可降解金属生物材料，镁合金有许多优势：(1)镁在人体中正常含量为25g，镁的密度为1.74g/cm3，约为钛合金密度的1/3，与人密质骨密度相近； (2)镁的杨氏模量为45gpa，不到医用钛合金的1/2，能有效缓解骨科植入物的应力遮挡效应；(3)镁是人体所必需的一种重要生命元素，与生命的维持、身体的健康有着极其密切的关系；(4)镁合金所的强塑性、刚度、加工性能等都要优于现已被临床应用的聚乳酸等可降解高分子材料。
3.纯镁在体液中的降解如式1和2所示，在氯离子的作用下，镁合金在体液中的降解速率过快，导致其承载能力过早失效；降解过程产生的氢气、析出的镁离子以及急剧上升的 ph值对细胞活性和成骨造成不良影响，妨碍了组织修复。
4.mg 2h2o
→
mg(oh)2 h2ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
式1
5.mg(oh)2 2cl-→
mgcl2 2oh-ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
式2
6.激光粉末床熔融3d打印能够高效精确地赋予金属与骨骼贴合的定制化外形以及内部连通微孔隙，但3d打印镁合金多孔植入物的降解速率过快成为其临床应用的主要技术瓶颈。利用等离子电解氧化(peo)等表面处理方法制备涂层可减缓镁合金降解速率，但涂层引入了新的化学成分，涂层形貌和厚度不均匀，涂层与基体结合力不稳定，废液不环保，制备周期长，不适合具有复杂多孔形状的定制化医用植入物。


技术实现要素：

7.本发明旨在解决镁合金医用植入物降解速率过快及现有表面涂层方法不适用于3d打印复杂结构的技术难题。为此，本发明的一个目的在于制备一种具有定制化外形和可控降解速率的镁合金医用植入物，该镁合金医用植入物满足病人的个性化需求，在体内的降解周期与骨组织重建和功能恢复相匹配，提升骨缺损修复效果。
8.在本发明的一方面，本发明提供了一种制备镁合金医用植入物的方法。根据本发明的实施例，提供镁合金，所述镁合金包括镁和至少一种活泼元素；对所述镁合金依次进行热氧化处理和后处理，得到所述镁合金医用植入物，所述镁合金医用植入物包括氧化物钝化层、镁合金基体以及位于所述氧化物钝化层和所述镁合金基体之间的中间层。由此，镁合金基体表面的钝化层和中间层在体液中降解较慢，隔开了镁合金基体与体液的接触，减缓了所述镁合金医用植入物的降解速率，使其降解周期与骨组织重建和功能恢复相匹配，提升了骨缺损修复效果；而且上述制备方法不受几何结构影响，不添加其它材料，降解周期可
调，效果稳定，操作性强，便于工业化生产和临床应用。
9.根据本发明的实施例，所述镁合金是通过激光粉末床熔融3d打印制备得到的。
10.根据本发明的实施例，所述镁合金为稀土镁合金，至少一种活泼元素在镁中的最大固溶度大于等于5％，优选的，所述镁合金包括镁、钇、钕、钆及锆。
11.根据本发明的实施例，所述热氧化处理包括：将所述镁合金置于热处理炉并在氧化气氛中加热至预定温度，在所述预定温度下保温预定时间，其中，所述预定温度大于所述镁合金中所述活泼元素的最大固溶温度。
12.根据本发明的实施例，所述热氧化处理满足以下条件：所述预定温度高于所述镁合金中所述活泼元素的最大固溶温度50～100℃；所述预定时间为6～8小时；所述热处理炉中氧分压大于等于20kpa。
13.根据本发明的实施例，所述镁合金在热处理炉中的放置方式为：利用耐热金属丝线将所述镁合金吊置，或采用夹具将所述镁合金固定，在所述保温的过程中，每间隔一定时间对所述镁合金进行翻转。
14.根据本发明的实施例，在所述热氧化处理之前，对所述镁合金医用植入物进行表面预处理，所述预处理包括振动除粉、机械研磨、化学抛光和超声清洗中的一种或几种。
15.根据本发明的实施例，所述后处理为淬火或自然冷却，并配合时效处理，在所述后处理之后还包括：超声清洗和辐射消毒处理。
16.在本发明的另一方面，本发明提供了一种镁合金医用植入物。根据本发明的实施例，镁合金医用植入物是前面所述方法制备得到的，所述镁合金医用植入物包括氧化物钝化层、镁合金基体以及位于所述氧化物钝化层和所述镁合金基体之间的中间层。由此，该镁合金医用植入物的降解速率比较缓慢，可使得镁合金医用植入物的降解周期与骨组织重建和功能恢复相匹配，提升骨缺损修复效果
17.根据本发明的实施例，所述氧化物钝化层的厚度为2～5微米，所述中间层的厚度为 50～80微米。
附图说明
18.本发明的上述和/或附加的方面和优点从结合下面附图对实施例的描述中将变得明显和容易理解，其中：
19.图1是本发明一个实施例中制备镁合金医用植入物的方法流程图。
20.图2是本发明另一个实施例中镁合金医用植入物的扫描电镜图；
21.图3是实施例1中热氧化处理工艺中温度与时间的曲线图；
22.图4中的(a)和(c)是实施例1中3d打印后镁合金的表面形貌，图4中的(b)和(d)是实施例1中经过热氧化处理的镁合金的表面形貌；
23.图5是实施例1中热氧化处理态we43镁合金的横截面微观形貌；
24.图6是实施例1中热氧化处理态we43镁合金横截面成分分布图；
25.图7是实施例1中3d打印态和热氧化处理态we43镁合金块体在hanks溶液浸泡后的降解示意图；
26.图8是实施例1中3d打印态和热氧化处理态we43镁合金浸泡ph值变化及其浸提液细胞活性的示意图；
27.图9是实施例1中we43块体镁合金的拉伸性能对比，图9中的(a)为拉伸强度，图9 中的(b)为应力-应变曲线；
28.图10是实施例2中3d打印态和热氧化处理态的we43镁合金多孔支架在hanks溶液浸泡后的降解示意图；
29.图11是实施例2中3d打印态和热氧化处理态we43镁合金多孔支架压缩力学性能曲线图。
具体实施方式
30.下面将结合实施例对本发明的方案进行解释。本领域技术人员将会理解，下面的实施例仅用于说明本发明，而不应视为限定本发明的范围。实施例中未注明具体技术或条件的，按照本领域内的文献所描述的技术或条件或者按照产品说明书进行。所用试剂或仪器未注明生产厂商者，均为可以通过市购获得的常规产品。
31.下面参考具体实施例，对本发明进行描述，需要说明的是，这些实施例仅仅是描述性的，而不以任何方式限制本发明。
32.在本发明的一方面，本发明提供了一种制备镁合金医用植入物的方法。根据本发明的实施例，参照图1，制备镁合金医用植入物的方法包括：
33.s100：提供镁合金，所述镁合金包括镁和至少一种活泼元素。其中，活泼元素是指氧化活性大于镁元素的金属元素，比如为li(锂)，ca(钙)，la(镧)，ce(铈)，nd(钕)， gd(钆)，y(钇)等金属元素，所述镁合金中的主要合金元素镁的固溶度和含量较高，与镁相比，镁合金中的元素优先发生氧化反应，且所形成的氧化膜致密，电极电位高，具有较强的钝化效果。
34.根据本发明的实施例，所述镁合金的具体种类没有特殊要求，本领域技术人员可以根据不同的使用需求进行了灵活选择。在一些实施例中，镁合金为稀土镁合金，至少一种活泼元素在镁中的最大固溶度大于等于5％，即活泼元素为稀土元素，所述镁合金中的稀土元素的固溶度和含量较高，具有良好的生物相容性。稀土合金中的稀土元素的氧化活性大于镁元素，在后续的热氧化处理的过程中，稀土元素优先于镁元素发生氧化反应，生成氧化物钝化层，而且在氧化物钝化层和镁合金基体之间形成析出相较少的中间层，具有较慢的降解速率，氧化物钝化层和中间层隔开了镁合金基体与体液的反应，进而以缓解镁元素的降解速率。而且，至少一种活泼元素在镁中的最大固溶度大于等于5％，可以很好的保证活泼元素与氧发生反应充分反应，并在镁合金基体表面生成一层厚度适宜且厚度均匀的氧化物钝化层。
35.在一些具体实施例中，所述镁合金包括镁、钇、钕、钆及锆，其中，钇、钕和钆等稀土元素具有比镁更强的氧化活性。
36.在一些具体实施例中，稀土镁合金为we43镁合金，该we43镁合金除镁(mg)以外，还具有约含4％的钇(y)、3％的钕和钆(nd gd)及少量锆(zr)，we43镁合金是一种得到临床应用的可降解镁合金材料，稀土元素y、nd和gd在镁中有较大的固溶度，析出相细密稳定，其氧化活性优于镁，能够在镁合金表面形成一层天然氧化膜，具有一定的钝化作用，进而有效实现缓解镁合金医用植入物镁合金的降解速率。
37.需要说明的是，稀土镁合金中除了镁元素和稀土元素，还可以具有少量的其它金
属元素，比如we43镁合金中还具有少量的锆元素。
38.根据本发明的实施例，所述镁合金是通过激光粉末床熔融3d打印制备得到的。本发明的镁合金医用植入物的临床应用包括但不限于骨缺损固定和填充器械，作为暂时性植入物，在骨科、心血管、气管、食道和胃肠吻合等医疗领域中均有望得到应用。大范围的骨缺损修复需要暂时性的骨填充结构起到支撑占位作用，这种骨填充结构应具有和骨缺损形状贴合的外形以及相互连通的内部孔隙，并且能够随着骨骼愈合和功能重建逐渐降解消失，通过采用激光粉末床熔融3d打印镁合金医用植入物可以很好的得到的性能优异的镁合金医用植入物，可以定制化复杂多孔结构的医用植入物。而且，在镁合金医用植入物领域，3d 打印的工艺较为成熟。其中，3d打印工艺的具体种类没有特殊要求，在一些实施例中，可采用l-pbf打印工艺，l-pbf打印工艺是采用粉体材料和逐层堆积工艺，适宜制备具有个性化宏微观结构的镁合金医用植入物。
39.根据本发明的实施例，本发明的所述镁合金医用植入物的结构包括但不限于具有个性化宏微观结构的多孔支架，本领域技术人员可以根据实际需求灵活设计。
40.根据本发明的实施例，在进行后续的所述热氧化处理之前，制备镁合金医用植入物的方法还包括：对所述镁合金进行表面预处理，所述预处理包括振动除粉、机械研磨、化学抛光和超声清洗中的至少一种。通过上述预处理，可以清洗去除镁合金表面残存的粉末和污染物，确保镁合金表面没有残存粉末和污渍，而且不会破坏镁合金的外观结构。
41.s200：对所述镁合金依次进行热氧化处理和后处理，得到所述镁合金医用植入物，参照图2，镁合金医用植入物包括镁合金基体10、氧化物钝化层30和位于镁合金基体10和氧化物钝化层30之间的中间层20。由此，镁合金医用植入物具有与骨缺损匹配的定制化外形和包括表面的氧化物钝化层、中间层和镁合金基体的复合结构，氧化物钝化层和中间层在体液中降解较慢，隔开了镁合金基体与体液的接触，减缓了所述镁合金医用植入物的降解速率，使其降解周期与骨组织重建和功能恢复相匹配，提升了骨缺损修复效果。上述制备方法不受几何结构影响，不添加其它材料，降解周期可调，效果稳定，操作性强，便于工业化生产和临床应用。本领域技术人员可以理解，氧化物钝化层30构成镁合金医用植入物的外表面，将中间层包裹住，中间层又将镁合金基体包裹住，依次才可实现缓解医用植入物降解的技术效果。
42.根据本发明的实施例，在上述热氧化处理的过程中，由于镁合金中的活泼元素的氧化活性大于镁元素，所以在高温作用下活泼金属元素优先于镁元素发生氧化反应，在镁合金表面形成活泼元素的复合氧化物，随着保温时间的增加，氧化物不断致密加厚，氧化物中镁含量不断减少，活泼元素含量不断增加，直至镁合金表面完全覆盖致密的氧化物钝化层，隔开镁合金基体与体液的接触，进而起到钝化效果，大幅减缓降解速率。其中，中间层的形成过程和特点为：在高温加快扩散和氧化活性造成的化学势共同作用下，靠近表面的活泼元素不断向表面扩散，持续与氧发生反应，在表面氧化钝化层和镁合金基体之间，形成一个析出相较少的区域即为中间层，在随后的后处理的快速冷却过程中，该中间层基本消除了活泼元素的析出相，活泼元素为稀土元素时，中间层的微观组织为单相α-镁，且表面的氧化物钝化层遭到体液破坏后，该中间层仍然能起到一定的减缓降解作用。
43.其中，镁合金医用植入物表面金属氧化物和形成该氧化物钝化层所消耗金属的体积的比值被定义为p-b值，p-b值可以用来衡量金属氧化物的钝化作用：p-b值≤1，说明该金
属氧化物的钝化作用较弱；1《p-b值《2说明该金属氧化物具有较强的钝化作用；p-b值≥2 说明该氧化物容易剥落，钝化作用较弱。以we43中含量最多的稀土元素y为例，在高温氧化气氛下，随着保温时间的增加，镁合金表面的氧化镁被氧化钇所取代(2y 3mgo＝3mg y2o3)，最终完全转化为氧化钇钝化层。氧化钇钝化层的p-b值为1.13，氧化钇钝化层致密，结合力强，具有良好的钝化作用。
44.根据本发明的实施例，热氧化处理包括：将所述镁合金置于热处理炉并在氧化气氛中加热至预定温度，在所述预定温度下保温预定时间，其中，所述预定温度大于所述镁合金中所述活泼元素的最大固溶温度。其中，镁合金中所述活泼元素的最大固溶温度由镁合金相图确定，通过设置保温的预定时间使镁合金中的活泼元素与氧发生充分发生反应，直至镁合金基体表面形成一定厚度的致密的氧化物钝化层，而氧化物钝化层的厚度可以由保温时间来决定，保温时间越长，氧化物钝化层的厚越大，钝化作用愈明显。而且，本发明的热氧化处理方法不引入新元素，不带来新的降解产物，有效减缓了镁合金医用植入物的降解速率，抑制了降解初期的离子溶解、氢气析出和ph值上升，而且，氧化物钝化层增加了镁合金医用植入物表面活性和润湿性，提高了骨细胞在植入物表面的粘附、铺展和增殖能力，共同促进了可降解镁合金医用植入物的成骨作用。
45.进一步的，本发明的上述热氧化处理的方法除了在镁合金医用植入物的表面形成钝化层和中间层，减缓降解并促进成骨外，高温下的固溶作用改变了镁合金医用植入物的微观组织，对镁合金医用植入物的力学性能亦产生了影响。对于横截面较大的镁合金医用植入物块体结构，钝化层和中间层占据横截面的比例较小，热氧化处理对镁合金医用植入物的力学性能的影响效果：镁合金医用植入物的刚度变化较小，强度有所降低，塑性有所增加。对于3d打印的镁合金多孔镁合金医用植入物，其构成连通孔隙的支杆或薄壁的横截面厚度较小，钝化层和中间层占据横截面的比例较大，热氧化处理对镁合金医用植入物的整体力学性能的影响更加明显，镁合金医用植入物强度有一定减小，塑性则相应增加，抗冲击和疲劳性能有明显改善。
46.根据本发明的实施例，在氧化活性造成的化学势和高温共同作用下，根据式3和式4 所示的扩散定律，靠近镁合金表面的活泼元素a不断向表面扩散，持续与氧发生反应，生成氧化物ao(即形成氧化物钝化层)，并在表面氧化物钝化层和镁合金基体之间，形成一个活泼元素固溶含量较低的区域(即中间层)。中间层一侧为镁合金基体，另一侧为氧化物钝化层，令中间层靠近镁合金基体一侧的活泼元素a浓度为c0，另一侧的活泼元素a浓度为c1，中间层的厚度为δ
δc
，中间层两侧的活泼元素a浓度差δc＝c
0-c1，在指定的预定温度下，根据扩散和氧化机制，氧化物钝化层的厚度δ
ao
可由式5计算，其中k为常数。
[0047][0048][0049][0050]
根据本发明的一些实施例，得到的氧化物钝化层的厚度为2～5微米(比如2微米、3 微米、4微米、5微米)，在上述厚度范围内氧化物钝化层的钝化作用显著；若氧化钝化层的厚
度大于5微米，其钝化作用并无明显提升，效率下降，同时过厚的氧化物钝化层在镁合金医用植入物使用中易发生剥离，反而增加了降解周期的不确定性；若是氧化物钝化层的厚度小于2微米，则其钝化作用相对较弱。进一步的，中间层的厚度为50～80微米，比如50微米、55微米、60微米、65微米、70微米、75微米、80微米。上述厚度的中间层依然具有良好的减缓镁合金医用植入物的降解作用。
[0051]
根据本发明的实施例，所述热氧化处理满足以下条件：所述预定温度高于所述镁合金中所述活泼元素的最大固溶温度50～100℃(比如50℃、60℃、70℃、80℃、90℃、100℃)，在该温度条件下，活泼元素可以快速有效的与氧发生氧化反应，且不会使得镁元素发生氧化反应；所述预定时间为6～10小时(比如6小时、7小时、8小时、9小时或10小时)，在上述的保温时间内，可以有效的形成所需厚度的氧化物钝化层；所述热处理炉中氧分压大于等于20kpa，上述的含氧量可以很好的满足镁合金中活泼元素氧化反应对氧的需求量。
[0052]
进一步的，在热氧化过程中，热处理炉可以为电炉或感应加热炉，热处理炉中的氧化氛围可以为空气、氧气或空气和氧气的混合流动气体。
[0053]
在一些具体实施例中，镁合金为we43镁合金，加热温度(即预定温度)为500～550℃，保温时间(即预定时间)为8小时，氧化氛围为流动空气，此时钝化层厚度超过2μm，中间层的厚度超过50μm。
[0054]
根据本发明的实施例，所述镁合金在热处理炉中的放置方式为：利用耐热金属丝线将所述镁合金吊置，或采用夹具将所述镁合金固定，在所述保温的过程中，每间隔一定时间对所述镁合金进行翻转。由此，可以确保个表面氧化均匀，得到厚度均匀的氧化物钝化层。
[0055]
根据本发明的实施例，所述后处理为淬火(即将热氧化处理后的镁合金放入冷水、冷油、冷炉或室温水中冷却)或自然冷却，并配合时效处理。通过淬火后，可减少对二次相的析出，有利于减小中间层和镁合金基体的降解速率。其中，对于形状复杂或尺寸精度高的镁合金医用植入物结构，为了防止试样的变形和开裂，可在炉中进行缓慢冷却(即自然冷却)。在一些实施例中，根据实际情况，也可对试样进行时效处理调整其力学性能和去除残余应力。
[0056]
根据本发明的实施例，制备镁合金医用植入物的方法还包括：对所述后处理之后得到的产品依次进行超声清洗和辐射消毒处理。在一些具体实施例中，将后处理后的镁合金医用植入物经过无水乙醇超声清洗后，采用co60产生的γ射线进行室温辐照消毒灭菌，剂量为25kgy。与常用的干热和环氧乙烷等灭菌方法相比，辐照灭菌后的镁合金医用植入物表面细胞粘附及铺展状态较好。
[0057]
根据本发明的一些具体实施例，制备镁合金医用植入物的步骤包括：
[0058]
步骤一：3d打印材料和前期准备
[0059]
根据骨缺损外形，在计算机上绘制生成镁合金医用植入物三维几何结构数据文件，使用粉末床激光熔融3d打印机自带的剖分软件进行剖分，将剖分完成的数据文件导入打印机。
[0060]
在一些实施例中，将粒径为20～63μm的we43(mg-y-nd-gd-zr)镁合金粉末预置在3d 打印机的粉仓中，将刮刀预置于设备的焦平面上，使用氩气作为保护气进行洗气，并将氧含量控制在100ppm以下，开启150-250℃的预热；打印过程中使用循环送风系统将烟尘吹
除。在另一些实施例中，镁合金原料也可以采用含有高氧化活性且可在镁合金表面形成致密钝化膜的元素的其他成分配比的镁合金粉末，例如mg-y、mg-nd、mg-gd及其三元或多元镁合金合金。
[0061]
步骤二：制作镁合金
[0062]
在一些实施例中，采用3d打印制备镁合金的步骤：激光光斑直径取50-120μm，激光功率取50-200w，扫描速度取400-1600mm/s，扫描间距取50-120μm，粉末层厚取10-40 μm，采用逐层偏转的“之”字形内部填充及外轮廓塑形扫描策略，得到镁合金。
[0063]
在另一些实施例中，所采用的镁合金也可以由铸造、挤压、轧制等传统制造方法或激光能量沉积、粉末粘接等其它3d打印方法制备。
[0064]
步骤三：表面预处理
[0065]
将打印完成的we43镁合金试样与打印基板分离，对零件进行机械振动去粉后，在无水乙醇内进行超声清洗，然后使用5％硝酸和5％盐酸混合的酒精溶液进行酸洗，或者采用磷酸酸洗进行酸洗，完全去除表面粘黏的粉末并产生适度的表面抛光。酸洗抛光处理结束后，再次用无水乙醇超声清洗，洗去表面残留酸液，用吹风机将表面残留的酒精吹干。
[0066]
步骤四：镁合金的热处理
[0067]
将酸洗后的镁合金试样竖直置入马弗炉、电炉或感应加热炉中进行高温氧化处理，根据需要调控的降解速率，使用10℃/min的升温时间，将镁合金块体加热至525℃，保温 8h，保温结束后将试样快速置入冷水中进行淬火处理，取出后用吹风机迅速吹干试样，并进行无水乙醇超声清洗。
[0068]
步骤五：消毒灭菌
[0069]
采用co60产生的γ射线对镁合金试验进行室温辐照消毒灭菌，剂量为25kgy。
[0070]
根据本发明的实施例，本发明的技术方案至少具有以下技术效果：
[0071]
1)通过本发明的热氧化处理方法处理后的镁合金医用植入物可明显减缓其在生理环境下的降解速度，本发明的热氧化处理方法尤其适用于3d打印的稀土类可降解镁合金医用植入物，可根据不同人群不同部位骨骼愈合速度，利用热氧化形成的钝化层可有效减缓镁合金的降解速率，通过热处理工艺调整钝化层厚度，可实现与骨组织生长和愈合周期相匹配的降解速率。
[0072]
2)本发明的热氧化处理方法不产生新降解产物，不影响镁合金植入物的生物相容性，不仅抑制了降解初期的离子溶解、氢气析出和ph值上升，而且有利于提高骨细胞在植入物表面的粘附和增殖能力，共同促进了可降解镁合金医用植入物的成骨作用。
[0073]
3)相较于传统的涂层表面处理方法，本发明的热氧化处理方法不受几何形状影响，效果稳定，可配合已有热处理设备和工艺使用，简单易行，成本低，可操作性强，解决了 3d打印的镁合金多孔植入物临床应用的关键技术瓶颈，随着3d打印镁合金技术的快速发展和应用，该处理方法有广阔的应用前景。
[0074]
在本发明的另一方面，本发明提供了一种镁合金医用植入物。根据本发明的实施例，镁合金医用植入物是前面所述方法制备得到的，所述镁合金医用植入物包括镁合金基体、设置在所述镁合金基体表面的中间层和设置在所述中间层远离所述镁合金基体表面的氧化物钝化层。由此，该镁合金医用植入物的降解速率比较缓慢，可使得镁合金医用植入物的降解周期与骨组织重建和功能恢复相匹配，提升骨缺损修复效果
[0075]
根据本发明的实施例，所述氧化物钝化层的厚度为2～5微米。在上述厚度范围内氧化物钝化层的钝化作用显著；若氧化钝化层的厚度大于5微米，其钝化作用并无明显提升，效率下降，同时过厚的氧化物钝化层在镁合金医用植入物使用中易发生剥离，反而增加了降解周期的不确定性；若是氧化物钝化层的厚度小于2微米，则其钝化作用相对较弱。进一步的，中间层的厚度为50～80微米，比如50微米、55微米、60微米、65微米、70微米、 75微米、80微米。上述厚度的中间层依然具有良好的减缓镁合金医用植入物的降解作用。
[0076]
实施例
[0077]
实施例1
[0078]
在本实施例中采用的增材制造设备为西安铂力特增材技术股份有限公司生产的s-210 激光粉末床熔化设备，本实施例采用的镁合金粉末为唐山威豪镁粉有限公司生产的粒径范围为20-63μm，中位径41μm的we43镁合金粉末。
[0079]
打印前绘制长宽高为5*2*5mm的长方形块体，之后使用激光粉末床熔化打印机自带的剖分软件进行剖分，剖分完成后将分层处理后的文件导入到打印机上准备打印。打印过程中使用氩气进行保护，将打印舱室的氧含量控制在800ppm，加热板温度调整至200℃。打印的采用的激光功率为80w，扫描速度为800mm/s，光斑直径为70μm。扫描的道间距为70μm，层间的偏转角度为67
°
。在打印完成后用线切割将镁合金块体从基板上切下，将镁合金零件使用酒精进行3min的超声清洗去除表面的浮粉，使用5％硝酸，5％盐酸的酒精溶液对打印的镁合金块体进行1min的酸洗处理，进一步去除表面粘黏的粉末。酸洗处理结束后，再次用酒精超声清洗，洗去表面残留的酸液，超声清洗后用吹风机将表面残留的酒精吹干。
[0080]
将酸洗后的we43镁合金竖直置入马弗炉中进行如图3所示的高温加热氧化处理(流动空气)，升温阶段的加热速度为10℃/min，保温阶段每过一小时对试样进行翻转，保温的预定温度t
p
＝525℃，镁合金的最大固溶温度ta＝450℃，δt＝75℃，保温的预定时间δt＝8h。保温结束后将试样快速置入冷水中进行淬火处理，后用吹风机将试样表面残留的水分吹干。
[0081]
对钝化处理后试样的表面和横截面进行电子显微镜(sem)观察，并与3d打印态进行对比，如图4所示。从图4中的(a)和(c)中可以看出((a)和(c)为3d打印后镁合金的表面形貌， (b)和(d)为热处理态后镁合金的表面形貌)，打印态的we43镁合金表面存在大量的白色生成相和氧化物，在体液中可与镁基体构成原电池反应，导致we43镁合金打印态的降解速率过快。经过热氧化处理后的镁合金如图4中(b)和(d)所示，在镁合金表面形成一层均匀致密的氧化物钝化层，在氧化物钝化层和基体之间同时出现了析出相大幅减少的中间层20，如图2和图5(图2为热氧化处理态we43镁合金的横截面微观形貌在较低倍率图像显示出钝化层、中间层和基体的梯度结构；图5为较高倍率图像显示钝化层连续致密，且图5 为图2中中间层和氧化物钝化层之间矩形框处的电镜图)，氧化物钝化层10厚度约2～5μm，中间层20厚度约50-80μm。
[0082]
对氧化物钝化层进行电子探针面元素分布扫描，如图6所示，氧化物钝化层主要由富 y，zr以及富nd，gd的两类复合氧化物组成，几乎没有镁的氧化物，说明氧化活性更强的y，zr、nd，gd在高温作用下置换了表面的镁元素，形成致密的氧化物钝化层，并在氧化物钝化层后形成析出相大幅减少的中间层。氧化物钝化层有效阻碍了镁合金基体与体液的接触，大幅减缓了初期降解速率。表面氧化物钝化层遭到体液破坏后，该中间层仍然能起到一
定的减缓降解作用。因此，上述梯度结构可有效实现对减缓镁合金降解速率的调控，实现与骨愈合周期匹配且更加有利于成骨作用的降解过程。如图7所示，3d打印态镁合金块体在hanks模拟体液中浸泡3天后出现明显的降解，且有大量氢气释放，在浸泡7天后失去结构承载能力，在浸泡14天后结构完全降解(如图7中的(e)和(f))；而钝化处理后的镁合金块体，在28天的降解过程中几乎发生降解和氢气释放，直至2个月后才开始出现明显的降解(如图7中的(a)至(e))。
[0083]
如图8中的(a)所示，钝化处理后的we43镁合金ph值在浸泡初期上升较慢，后期始终稳定在10.1左右，而其他处理状态的ph值在浸泡初期就迅速升至10.5左右，伴有大量氢气产生，对成骨产生不利影响。如图8中的(b)所示，使用间接接触法测试we43镁合金试样的细胞毒性。测试细胞选用兔骨髓间充质干细胞(bmsc)，co60辐射γ射线消毒灭菌处理后，以1.25cm2/ml(培养基体积/样品表面积)的比例，将试样放入细胞培养基中，将培养基放入培养箱中培养24小时，收取上清液制得试样的浸提液。使用浸提液对细胞分别进行3天和7天的培养，之后对细胞进行活死染色处理后，使用光学显微镜进行观察。细胞在打印态和热处理态(即经过热氧化处理)的we43镁合金的体液中，均能很好地铺展，未观察到细胞死亡，且细胞的总数量和阴性对照组相似，表现出良好的细胞相容性，说明所述热氧化处理态对镁合金良好的生物相容性没有不良影响。如图9所示(we43块体镁合金的拉伸性能对比，图9中的(a)为拉伸强度，图9中的(b)为应力-应变曲线)，打印态we43镁合金具有最高的抗拉强度，抗拉强度为294.78mpa，但相比之下塑性较低，约为12％；氩气固溶和热氧化处理后的we43镁合金的抗拉强度相比打印态有所下降，分别为270.5和264.9mpa，但塑性有所提升，达到15％以上。对于热氧化处理后的we43镁合金在200℃进行2h的时效处理，其强度可恢复与打印态相当的数值。
[0084]
实施例2
[0085]
为了验证所述热氧化处理的方法对多孔镁合金植入物同样具备有效性，本实施例利用 3d打印制备we43镁合金多孔支架并进行钝化处理，同时对其降解行为和力学性能进行验证。
[0086]
本实施例采用的粉末激光熔融3d打印设备和we43镁合金粉末与实施例1相同。利用3d计算机造型软件，绘制直径为6mm高度为6mm，孔隙率为40％，杆径为600μm 的gyroid结构多孔支架。使用3d打印设备自带的剖分软件进行剖分，剖分完成后将分层处理后的文件导入到打印机上准备打印。打印过程中使用氩气进行保护，将打印舱室的氧含量控制在800ppm，加热板温度调整至200℃。打印的采用的激光功率为60w，扫描速度为600mm/s，光斑直径为70μm。扫描的道间距为70μm，层间的偏转角度为67
°
。在打印完成后用线切割将镁合金块体从基板上切下，将镁合金零件使用无水乙醇进行3min 的超声清洗去除表面的浮粉，使用5％硝酸和5％盐酸的酒精溶液对打印的镁合金块体进行 1min的酸洗处理，进一步去除表面粘黏的粉末。酸洗处理结束后，再次用无水乙醇超声清洗，洗去表面残留的酸液，超声清洗后用吹风机将表面残留的无水乙醇吹干。
[0087]
为保证we43镁合金多孔支架的热氧化效果均匀，将酸洗后的镁合金支架用直径为0.2 mm的钨丝吊起置入马弗炉中进行高温氧化处理，热氧化处理工艺与实施例1相同，使用 10℃/min的升温时间，将镁合金块体加热至525℃，保温8h，保温结束后将试样快速置入冷水中进行淬火处理，后用吹风机将试样表面残留的水分吹干。将3d打印态和钝化处理态的
镁合金多孔支架置于hanks模拟体液浸泡，如图10所示，钝化处理后的we43镁合金支架整体形状完好，直至28天没有发生明显的结构破坏，而打印态的we43镁合金在浸泡3天后，已经发生明显结构性破坏，浸泡至第7天完全降解。对3d打印态和热氧化处理态的镁合金多孔支架进行压缩试验，如图11所示，3d打印态的镁合金的压缩强度和弹性模量分别为42.5mpa和2.61gpa，而热氧化处理态的镁合金压缩强度和弹性模量降低为 25.9mpa和1.85gpa；与此同时，3d打印态的镁合金在变形量约8％和15％时出现最大强度和第一次塌缩，压缩结束后试样出现45度斜向劈裂，热氧化处理态的镁合金则在约12％和20％出现最大强度和第一次塌缩，压缩结束后试样被完全压实。上述结果可说明，we43 镁合金多孔支架钝化处理后强度有一定下降，但塑性相应提升，有利于提高植入物的疲劳和韧性。
[0088]
在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不必针对的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。此外，在不相互矛盾的情况下，本领域的技术人员可以将本说明书中描述的不同实施例或示例以及不同实施例或示例的特征进行结合和组合。
[0089]
尽管上面已经示出和描述了本发明的实施例，可以理解的是，上述实施例是示例性的，不能理解为对本发明的限制，本领域的普通技术人员在本发明的范围内可以对上述实施例进行变化、修改、替换和变型。