骨折是一種常見的肢體創傷，隨著社會人口老齡化，骨折發生率逐年增加[1]。髓內釘是骨折最常用的治療方法之一，其優點包括減小創傷、減少失血量和縮短手術時間等。但髓內釘治療也存在一定的手術風險，THOMAS等[2]對進行無頭非壓縮全螺紋髓內釘治療掌骨骨折的患者進行了至少1 a的隨訪，結果發現：49例患者（58例骨折）平均恢復工作的時間為7.2周（范圍：0.14~28周），平均恢復運動或活動的時間為8.3周（范圍：1~28周），中位影像學愈合時間為6.1周（范圍：4.7~15.4周）。治療后產生的并發癥如下：1例持續疼痛和僵硬、1例腕管綜合征、1例骨不連以及1例髓內釘骨折。JLIDI等[3]報告了一例髓內釘進行長骨骨干骨折手術治療的并發癥。在一個簡單的股骨干骨折治療中，由于內皮質的皮質骨碎片遷移，鉸刀嵌頓無法撤回。LOPIZ等[4]研究認為，使用第三代直順行髓內釘（IMN）固定移位的肱骨干骨折可以避免第一代和第二代IMN引起的肩關節問題（如：僵硬和疼痛）。

雖然髓內釘是目前進行骨折治療的最有效方式之一，但是金屬植入物使患者易發生細菌感染，可能引起局部疼痛和軟組織刺激，并可能干擾放射成像；橈神經病變、延遲愈合、骨不愈合、再骨折和筋膜室綜合征也都可能發生，且這些植入物的長期效果尚不清楚[5]。傳統上骨折愈合后需取出髓內釘，二次手術使病人重新面臨與手術相關的各類風險，造成心理壓力，且額外花費高昂。特別是對于處于生長過程中的兒童患者，如不能在早期移除植入物，可能會影響其骨骼的正常運動功能。

因此，創傷手術中使用可生物降解的材料引發諸多關注。可生物降解髓內釘（BIN）包括可生物降解聚合物、可降解陶瓷和可生物降解金屬等[6-8]，其設計原則是可以在使用時保持機械強度，在骨愈合過程中被逐漸吸收。這些材料被用于不同的場景，如在關節假體上制造多孔涂層，制造固定裝置，并作為藥物傳遞載體。謝建輝等[9]很早就開始了關于植入鑄造317L不銹鋼在Hank's模擬體液中腐蝕疲勞裂紋的萌生和擴展研究。MORAWSKA-CHOCHó?等[10]將可釋放慶大霉素的生物降解聚乳交酯復合材料用于新型髓內釘中，設計了三種不同的聚（L-乳酸）復合材料的生物可降解髓內釘原型，試驗表明，引入髓內釘結構的慶大霉素可增強抗菌活性并延長抗菌時間。

近年來，關于生物可降解金屬的研究日益增多，其中以鎂合金為代表的新型醫用金屬材料迅速發展[11-13]。鎂的彈性模量為41~45 GPa，其彈性模量與屈服強度更接近于人骨，作為骨科內固定材料可以有效降低“應力遮擋效應”，為修復區域提供一個穩定的環境，且具有較好的效果。鎂合金植入人體后能夠迅速降解直至完全消失，這一優良特性使得鎂合金在眾多新型醫用金屬材料中脫穎而出，可用于心血管支架、骨固定材料、傷口縫合材料等[14]。

雖然鎂合金作為醫用生物材料有著以上優勢，但仍面臨著許多的問題，主要表現在作為骨科內固定材料降解過快，往往受損組織還未修復，鎂合金就已經降解消失。另外，鎂合金降解速率過快，降解物的產生量遠大于人體組織可以承受的最大限度，可能導致超敏反應。孫緒軍等[15]研究表明，經固溶處理和時效處理后的Mg-3Sn-2Al-1Zn-5Li合金的耐蝕性有所提高，并且固溶態Mg-3Sn-2Al-1Zn-5Li合金的耐蝕性最佳；合金的腐蝕特征為絲狀腐蝕，腐蝕產物主要為Mg（OH）2。降解速率不可控是當今商用鎂合金臨床化最大的挑戰之一，對于優化其在醫學領域的應用具有重要意義。

筆者深入探究了鎂合金和純鎂作為骨科材料在模擬人體體液中的腐蝕和磨損行為，明確其腐蝕速率、腐蝕形貌、磨損速率和相關失效機理，以期為優化鎂合金在醫學領域的應用提供理論支持，為鎂合金的選材和設計提供指導。

1. 試驗

1.1 試樣

試樣分別使用純鎂（質量分數99.99%）和鎂合金試板加工而成，其中鎂合金試板化學成分（質量分數）為：95.70%Mg、3.00%Al、1.00%Zn、0.30%Mn。使用電火花線切割機將其切成直徑為20 mm，厚度為3 mm的金屬圓片；然后用水磨砂紙（200~2000號）逐級打磨試樣的待觀察表面，自來水清洗后，使用1 μm金剛石拋光，直至表面無劃痕（采用金相顯微鏡觀察），超聲清洗10 min后干燥待用。

1.2 試驗方法

1.2.1 模擬人體體液浸泡試驗

采用浸泡腐蝕試驗，將純鎂及鎂合金試樣置于模擬人體體液中，控制試驗溫度為37 ℃（模擬人體溫度）。模擬人體體液的成分需盡可能接近真實人體體液，以提供鎂合金在實際應用中所面臨的腐蝕環境，采用含有Ca2+及的改良型無菌SBF模擬體液（pH 7.4±1，飛凈生物科技有限公司）作為腐蝕介質，主要包括Na+、K+、Ca2+、、及Cl-。

浸泡腐蝕試驗過程中，需定期取樣，觀察試樣的腐蝕形貌和腐蝕產物，并記錄腐蝕速率。為保證試驗結果的可靠性，每組試驗設置3個平行試樣。使用電子天平分別測量并記錄試樣腐蝕前的質量，浸泡腐蝕時間分別為24，72，168，216，336 h。

配制硝酸銀鉻酸溶液（100 m L水溶液+20 g三氧化鉻+1 g硝酸銀）清洗試樣表面的腐蝕產物。將腐蝕后試樣放入硝酸銀鉻酸溶液中浸泡1 min左右，依次用去離子水和無水乙醇清洗，并超聲清洗10 min，干燥后稱量，記錄腐蝕后試樣的質量。根據公式（1）計算試樣的腐蝕速率（vt）。

式中：vt為腐蝕速率，mm/a；m0和mt為試樣腐蝕前后的質量，mg；t為腐蝕時間，h；S0為試樣腐蝕表面積，此處純鎂試樣平均腐蝕表面積為8.164 cm2，鎂合金試樣為6.594 cm2。

1.2.2 模擬人體運動磨損試驗

利用往復式摩擦機進行模擬人體運動磨損試驗，在恒定載荷下對比純鎂和鎂合金試樣的耐摩擦磨損性能。在摩擦磨損試驗前先對試樣進行稱量（記錄為W0）。設置對磨對象為氧化鋁陶瓷球（模擬人體骨骼），摩擦速率為30 mm/s，載荷為20 N，往復滑動距離為2 mm，摩擦時間為30 min，摩擦距離為54 m。試驗結束后，采用硝酸銀鉻酸溶液清洗試樣表面腐蝕產物，浸泡時間約為1 min，隨后分別用無水乙醇和去離子水沖洗，并放入超聲波清洗儀中超聲水洗、吹干、稱量，并記錄年磨損率。試驗完成后使用白光干涉分析儀對磨損形貌進行微觀觀測，并對摩擦因數進行繪圖分析。

1.2.3 電化學試驗

電化學試驗使用傳統三電極體系，其中飽和甘汞電極（SCE）為參比電極（RE），鉑電極為輔助電極（CE），處理完畢的試樣為工作電極（WE）。測試前使用環氧樹脂及固化劑對試樣進行預處理封樣。然后分別將純鎂和鎂合金試樣放入SBF溶液中浸泡，浸泡時長分別為24、48 h，之后對其進行電化學測試，試驗溶液采用SBF溶液，試驗溫度為室溫，掃描速率為10 mV/s，掃描區間為-1.8~1.0 V（相對于SCE），將試樣靜置在SBF溶液中15 min，待開路電位穩定后，測試試樣的動電位極化曲線。

2. 結果與討論

2.1 腐蝕速率和腐蝕形貌分析

由圖1可見：經過336 h腐蝕后，純鎂和鎂合金試樣表面都發生了腐蝕，且主要為點蝕；隨著腐蝕時間延長，兩種試樣表面點蝕坑的深度和密度都明顯增加，其中，純鎂試樣腐蝕168 h后就出現穿孔問題；而鎂合金試樣的腐蝕程度明顯弱于純鎂試樣，腐蝕穿孔主要出現在試樣邊緣處，且腐蝕336 h后鋁合金試樣中心位置仍未腐蝕穿孔，僅在表面出現局部腐蝕。由此可見，純鎂中摻雜合金元素可以有效減輕鎂在模擬人體體液環境中的腐蝕速率，有利于提高其作為髓內釘的使用壽命。

圖 1鎂合金（上排）及純鎂（下排）試樣在試驗溶液中腐蝕不同時間后的表面宏觀形貌

Figure 1.Surface macro-morphology of magnesium alloy (upper row) and pure magnesium (lower row) samples after corrosion in the test solution for different time

由圖2和3可見：經過336 h腐蝕后，純鎂試樣表面的腐蝕產物疏松，點蝕失效十分明顯；而鎂合金試樣表面的腐蝕形貌分為兩種類型，一種是與純鎂試樣類似的疏松型點蝕，另一種是以氧化鉻為主的鈍化型腐蝕，這延緩了表面的腐蝕。

圖 2腐蝕336 h后，純鎂試樣的表面SEM形貌及EDS掃描圖

Figure 2.SEM morphology (a) and EDS scan image (b) on the surface of pure magnesium sample after 336 hours of corrosion

圖 3腐蝕336 h后，鎂合金試樣的表面SEM形貌及EDS掃描圖

Figure 3.SEM morphology (a) and EDS scan images (b-e) on the surface of magnesium alloy samples after 336 hours of corrosion

由圖4可見：兩種試樣的腐蝕速率變化都分為兩個階段：在第一階段，腐蝕0~72 h時，試樣表面氧化膜疏松易于脫落，兩種試樣的腐蝕速率都快速上升，其中純鎂試樣的腐蝕速率約為5.69 mm/a，鎂合金試樣的腐蝕速率約為2.52 mm/a；腐蝕72 h時，純鎂和鎂合金試樣的腐蝕速率都達到峰值，分別為10.42 mm/a和7.20 mm/a。之后兩種試樣的腐蝕進入第二階段，腐蝕速率隨時間延長逐漸下降，至浸泡后期，純鎂試樣的均勻腐蝕逐漸被局部點蝕替代，試樣質量損失減緩，因此雖然腐蝕情況更加嚴重，但是腐蝕速率有所降低，浸泡336 h時腐蝕速率約為2.77 mm/a；而鎂合金試樣經過長時間浸泡腐蝕后，鈍化膜逐漸覆蓋表面，腐蝕速率降低，但是由于其腐蝕形貌仍以全面腐蝕為主，因此腐蝕質量損失略高于純鎂試樣，至336 h時腐蝕速率約為3.98 mm/a。

圖 4純鎂和鎂合金試樣的腐蝕速率

Figure 4.Corrosion rate of pure magnesium and magnesium alloy samples

2.2 磨損速率和磨損形貌

人體骨骼在行走過程中會發生磨損，而人體組織液的存在，可能會產生潤滑作用，也有可能加速表面損傷。因此分別考察了干摩擦和模擬人體組織液介質摩擦情況下純鎂和鎂合金試樣的耐磨及耐摩擦-腐蝕耦合作用。另外，根據人體運動動力學認定髓內釘與骨骼對磨面年相對運動距離約為219 m（0.5 mm/步×6 000步/d×365 d），據此估算了純鎂和鎂合金試樣在干摩擦和在SBF介質環境中的年磨損量，相關數據列于表1。由圖5可見：在干摩擦條件下，兩種試樣表面由于磨粒磨損，都出現溝槽狀磨痕。在SBF作用下，磨痕深度明顯降低，且在摩擦的同時有腐蝕發生，純鎂和鎂合金試樣表面都出現點蝕問題，腐蝕產物填補了摩擦產生的溝槽，但是增加了表面粗糙度。

圖 5純鎂和鎂合金試樣的干摩擦和SBF介質摩擦形貌

Figure 5.Dry friction and SBF medium friction morphology of pure magnesium (a, c) and magnesium alloy (b, d) samples

由表1可見，在空氣介質干摩擦條件下，純鎂試樣的磨痕寬度約為1 545.4 μm，磨痕深度約為73.2 μm，鎂合金試樣的磨痕寬度約為1 233.1 μm，磨痕深度約為52.1 μm；在SBF溶液腐蝕條件下，純鎂的磨痕寬度約為1 106.6 μm，磨痕深度約為45.5 μm，而鎂合金的磨痕寬度約為854.1 μm，磨痕深度約為31.3 μm。相比純鎂，在兩種介質條件下，鎂合金皆表現出更優的耐磨性能，尤其是在SBF介質中摩擦時，鎂合金的磨損量大幅下降，年磨損率僅為0.32 mm/a，疏松腐蝕產物可以起到一定的減磨作用，而氧化物鈍化膜也可以進一步降低鎂合金的磨損損失，由此可見鎂合金更適用于人體骨骼相關的領域。

由圖6可見：在干摩擦條件下，純鎂試樣的摩擦因數（0.35）明顯高于鎂合金試樣（0.29），且波動較大，其主要原因是表面加工硬化后產生的磨屑導致磨痕表面粗糙度增加，鎂合金硬度較高，顯微硬度約為53.2 HV，純鎂的硬度約為41.1 HV，因此鎂合金試樣的摩擦因數及波動都較小。在SBF溶液潤滑及腐蝕同時發生的情況下，純鎂試樣和鎂合金試樣摩擦因數相近，摩擦因數平均值分別為0.15和0.19，較干摩擦條件下的平均摩擦因數大幅減小，但波動更大。推測這是因為腐蝕導致的表面粗糙度影響了摩擦因數波動，但是SBF有潤滑作用，且在摩擦磨損中腐蝕介質將磨痕周圍的磨屑和顆粒移除，因此摩擦因數降低。

圖 6純鎂和鎂合金試樣在不同介質中的摩擦因數曲線

Figure 6.Friction coefficient curves of pure magnesium and magnesium alloy samples in different media

2.3 電化學腐蝕

由圖7和表2可見：在SBF溶液中腐蝕24 h和48 h后，純鎂和鎂合金試樣的陰極極化反應都以吸氧反應為主，腐蝕受陽極受活化控制，自腐蝕電位（Ecorr）略有正移，與腐蝕初期表面的鈍化特性相符，腐蝕24 h后純鎂的腐蝕速率約為0.366 0 mm/a，鎂合金的腐蝕速率約為0.240 6 mm/a。經過48 h浸泡后，純鎂的腐蝕速率約為0.510 2 mm/a，而鎂合金呈現了微鈍化的陽極曲線特征，腐蝕速率降至0.148 2 mm/a。

圖 7經24 h和48 h腐蝕后純鎂和鎂合金試樣的動電位極化曲線

Figure 7.Potentiometric polarization curves of pure magnesium (a) and magnesium alloy (b) samples after corrosion for 24 and 48 hours

3. 結論

（1）純鎂及鎂合金在模擬人體體液環境中都出現明顯腐蝕，符合人工骨科材料的降解要求；且Al、Zn、Mn等合金元素的添加可以顯著降低鎂合金的腐蝕速率，延長其作為髓內釘材料在人體中承載的有效工作壽命。

（2）在SBF介質環境中，純鎂和鎂合金的摩擦因數都顯著低于在空氣介質環境中的，估算純鎂和鎂合金在SBF介質環境中的年磨損率分別為0.46 mm/a和0.32 mm/a。對比其腐蝕速率，認定磨損率也對其在人體中作為骨科材料的使用壽命有嚴重影響，應予以考慮。

（3）在SBF介質環境中，兩種材料的腐蝕都以吸氧腐蝕為主，決定腐蝕速率的主要因素是陽極的極化過程。因此，在后續更耐蝕鎂合金的開發過程中，應考慮表面鈍化現象的影響。

文章來源——材料與測試網