一種Zn-Mg1Ca系鋅合金及其制備方法與應用與流程

本發明屬于醫用金屬材料制備技術領域，涉及一種Zn-Mg1Ca系鋅合金及其制備方法與應用，具體涉及一種Zn-Mg1Ca系鋅合金及其制備方法與在制備可體液降解醫用植入體中的應用。

背景技術：

生物醫用材料是用來對生物體進行診斷，治療，修復或替換其病損組織、器官或增進其功能的材料。它是研究人工器官和醫療器械的基礎，按用途可分為修復材料，心血管系統材料，醫用膜材料，藥物釋放載體材料，生物傳感器材料，齒科材料等。按組成和性質主要有生物醫用金屬材料，生物陶瓷，生物醫用高分子，生物醫用復合材料和生物衍生材料。生物醫用金屬材料具有高的機械強度和抗疲勞性能，是臨床應用最廣泛的承力植入材料，其應用遍及硬組織，軟組織，人工器官和外殼輔助器材等各個方面。目前臨床應用的金屬材料主要有純鈦，鉭，鈮，鋯，不銹鋼，鈷基合金和鈦基合金等，多為惰性材料。這些材料在人體內不可降解，為永久性植入，當植入體在人體內的服役期滿后，必須通過二次手術取出，從而給患者帶來不必要的生理痛苦及經濟負擔。

生物醫用可降解金屬就是能夠在體內緩慢降解，其降解產物與機體組織和器官有良性的反應，在幫助組織完全恢復之后能夠被機體吸收而無殘留的一種金屬材料。這樣就能夠盡可能減少材料對機體的長期影響，材料在幫助機體恢復的過程中也在逐漸被機體吸收，其降解產物可以通過新陳代謝被吸收或者排出體外，組織恢復后無需二次手術。由于可降解金屬材料的設計更具人性化和功能性，所以成為當今國際材料領域的研究熱點。

可降解的醫用鎂合金一直是幾年來的研究熱點，不同的合金體系和新型的結構以及表面改性都層出不窮，比如Mg-Ca，Mg-Sr，Mg-Zn以及對工業合金AZ31和WE43的改良和新型的多孔，納米晶以及非晶結構都使得鎂合金越來越接近應用。盡管鎂合金有一系列的優點，降解過快以及析氫過多一直是鎂合金難以克服的一個瓶頸。相比于鎂合金，鐵基合金有著穩定但是過慢的降解速度，其腐蝕產物會引發炎癥反應，所以開發一種具有合適的降解速度且與組織能夠良性反應的可降解金屬材料成為一種需求。

從腐蝕上來看，鋅及其合金相比于鎂有更正的腐蝕電位，相比于鐵又更活潑，可以作為犧牲陽極材料。所以其腐蝕速度應該介于兩者之間，可能具備有更合適的體內 降解速度。從鋅對人體的作用來看，鋅是人和動物正常生長，生殖和延長壽命所必需的元素，參與許多酶的合成，發揮調控作用，一個成年人每天需要10-15mg的鋅，哺乳期婦女每日需要30-40mg的鋅，正常成人體含鋅2-4g，其中60％存在于肌肉，30％存在于骨骼。與人體有關的的含鋅酶大約在100種，包括乙醇脫氫酶，堿性磷酸酶，碳酸酐酶，羧基肽酶原和胞液的超氧化物歧化酶。鋅參與控制蛋白質合成，控制機體的生長發育。鋅與核酸，氨基酸代謝及蛋白質合成有密切關系，實驗證明缺鋅導致氨基酸氧化作用增強，甲硫氨酸結合到組織蛋白減少，胱氨酸參與皮膚蛋白合成減少，引起甘氨酸及脯氨酸合成膠質障礙，還可引起肝臟精氨酸酶活力增高。鋅參與蛋白質與核酸的代謝，調節細胞的合成和功能。鋅是必需微量元素中作用最多，毒性最小的一種微量元素，是構成多種蛋白質分子所必需的元素，98％的鋅都分布在細胞之內，鋅在細胞中的含量比其他微量元素都多，腦中紅的鋅含量是銅的5倍，錳的8倍。鋅還參與許多生物膜的形成，有降低脂質過氧化的作用，能改善粘膜上皮的營養代謝和抵抗力，穩定并保護細胞膜。鋅對胰島素生成有重要的作用，與生長激素和性激素也有緊密的聯系。鋅在維持人體的免疫功能方面具有重要作用，它在細胞分裂活酶，維持T細胞的增殖和分化，促進抗體生成中起重要作用。無論是人和動物，體內含鋅量的減少均可引起細胞免疫功能下降，對疾病的易感性增加。鋅能通過干擾抑制病毒DNA的復制產生抗病毒作用。骨骼含有人體中一大部分的鋅，骨骼中的鋅主要集中在鈣化的類骨質層中，骨骼生長緩慢是日常飲食中缺鋅的常見癥狀。研究發現鋅對成骨性骨修復和礦物化有促進作用，鋅能刺激轉錄因子Runx2的基因表達，而這種轉錄因子與成骨細胞分化有關。鋅還能通過抑制破骨細胞樣細胞從骨髓干細胞的分化和促進成熟破骨細胞的凋亡來抑制破骨性再吸收。鋅還對破骨細胞分化因子誘導的破骨細胞生成有抑制作用。鋅的轉運體在成骨細胞和破骨細胞中都有表達，日常飲食中攝入鋅有利于骨質量增長。鋅在體內各種蛋白質和酶中的作用決定了鋅對心血管健康的重要影響。鋅在細胞內氧化還原信號通路內扮演著重要的角色，局部缺血和梗死會引發蛋白質釋放鋅造成心肌癥。補充鋅可以增強心肌功能，預防冠狀動脈疾病和心肌癥。補充足夠的鋅可以保護心肌細胞免受氧化應激，還能預防心肌受損時并發的炎癥反應。鋅有愈傷作用，有利于在心臟恢復期間促進起愈傷作用的心肌干細胞的存活。缺鋅的病理學表現包括生長緩慢，分娩困難，神經病，周期型厭食，腹瀉，皮炎，脫發，失血，低血壓低體溫癥。缺鋅還會影響表皮，腸道，中樞神經，免疫系統，骨骼和生殖系統。鋅缺乏可以降低成骨細胞活性，影響膠原和蛋白多糖的合成和堿性磷酸酶的活性。所以鋅具有良好的生物相容性和合適的降解性能。

鎂是生物體的必需元素，成人體內含鎂量20-28g，其中70％以磷酸鹽和碳酸鹽的形式存在于牙齒和骨骼中，25％的鎂與蛋白質結合層復合物，存在于軟組織中。鎂幾 乎參與人體內所有的新陳代謝過程，其具體作用有：維持細胞膜的勢位差，起穩定細胞結構的作用，是多種酶的活化劑和組分，輔助糖代謝及細胞呼吸酶系統，影響心臟傳導系統和神經傳遞，對神經系統和心肌起鎮靜與抑制作用，可擴張血管影響血壓。鎂相比于鋅更加活潑，容易被腐蝕，也可用來調節復合材料的降解速度。

鈣是人體含量最多的無機元素，約占正常人體的2％，99％的鈣以羥基磷灰石結晶的形式貯存在骨骼和牙齒中，1％以游離或結合的離子狀態分布在體液，軟組織，細胞外液及血液中，對維護身體健康有重要作用。鈣是構成人體牙齒和骨骼的主要成分，且在維持人體循環、呼吸、神經、內分泌、消化、血液、肌肉、骨骼、泌尿、免疫等各系統的正常生理功能中起到重要調節作用。

目前樂普(北京)醫療器械股份有限公司有關于可降解新基合金支架的專利，西安愛德萬思醫療科技有限公司有關于醫用生物可降解鋅合金毛細管材的制備方法以及耐蝕高強韌鋅合金植入材料的專利。國內外還沒有文獻和專利報道Zn-Mg1Ca系鋅合金的制備及性能與在可降解生物醫用材料中的應用。

技術實現要素：

本發明的目的是提供一種Zn-Mg1Ca系鋅合金及其制備方法與應用。本發明制備的Zn-Mg1Ca系鋅合金具有合適的機械性能、可調節的腐蝕速率和良好的細胞相容性、血液相容性，還具備優異的抗菌性能，可用于生物醫用植入的制備。

本發明所提供的Zn-Mg1Ca系鋅合金，包括Zn和Mg1Ca；

所述Zn-Mg1Ca系鋅合金中Mg1Ca的質量百分數為0～10％，但不包括0。

所述Mg1Ca(即為Mg和Ca合金)中Ca的質量分數為0～1％，具體為0.98％，但不包括0。

上述Zn-Mg1Ca系鋅合金中，還可包括微量元素，所述微量元素為硅、磷、鋰、銀、錫和稀土元素中的至少一種；所述微量元素的質量百分含量為0～3％，但不包括0。

上述Zn-Mg1Ca系鋅合金的表面還可涂覆有可降解高分子涂層、陶瓷涂層或藥物涂層；

所述可降解高分子涂層、所述陶瓷涂層和所述藥物涂層的厚度均可為0.01～5mm。

所述可降解高分子涂層的制備材料可為下述1)和2)中的至少一種：

1)聚己酸內酯(PCL)、聚乳酸(PLA)、聚羥基乙酸(PGA)、L-聚乳酸(PLLA)、聚氰基丙烯酸酯(PACA)、聚酸酐、聚膦腈、聚對二氧雜環己烷酮、聚-羥基丁酸酯或聚羥基戊酸酯中的任一種；

2)聚乳酸(PLA)、聚己酸內酯(PCL)、聚羥基乙酸(PGA)、L-聚乳酸(PLLA)、聚氰基丙烯酸酯(PACA)和聚對二氧雜環己烷酮中的至少兩種的共聚物；；進一步地， 聚乳酸(PLA)、聚己酸內酯(PCL)、聚羥基乙酸(PGA)、L-聚乳酸(PLLA)、聚氰基丙烯酸酯(PACA)和聚對二氧雜環己烷酮中的任意兩種的共聚物，任意兩者的比例可制備過程中的具體需要進行配比，比如：PLLA和PCL兩者的質量比可為(1-9)：1。

所述陶瓷涂層的制備材料可為羥基磷灰石、磷酸三鈣和磷酸氧四鈣中的至少一種；

所述藥物涂層可為雷帕霉素及其衍生物涂層、紫杉醇涂層、依維莫司涂層、西羅莫司涂層、絲裂霉素涂層和抗菌涂層中的至少一種。

本發明提供的Zn-Mg1Ca系鋅合金具體為下述1)-5)中任一種，為重量百分比：

1)由90～99％的Zn和1％～10％的Mg1Ca組成；

2)由99％的Zn和1％的Mg1Ca組成；

3)由98％的Zn和2％的Mg1Ca組成；

4)由95％的Zn和5％的Mg1Ca組成；

5)由90％的Zn和10％的Mg1Ca組成。

其中，所述Mg1Ca(即為Mg和Ca合金)中Ca的質量分數為0～1％，具體為0.98％，但不包括0。

本發明所提供的Zn-Mg1Ca系鋅合金具備可調節的降解速度和良好的生物相容性，血液相容性以及優異的抗菌性能，是一種可靠的生物醫用植入材料。

本發明進一步提供了上述Zn-Mg1Ca系鋅合金的制備方法，包括如下步驟：

將Zn、Mg1Ca和所述微量元素按照下述1)和2)中的任一種方式(以粉末形式)進行混合得到(均勻)混合物；

1)Zn和Mg1Ca；

2)Zn、Mg1Ca和微量元素；

按照下述a)或b)的步驟即得所述Zn-Mg1Ca系鋅合金；

a)在真空或惰性氣氛下，將所述均勻混合物進行燒結，經冷卻后即得所述Zn-Mg1Ca系鋅合金；

b)在真空或惰性氣氛下，將所述均勻混合物進行燒結，經冷卻后涂覆所述可降解高分子涂層、所述陶瓷涂層或所述藥物涂層即得所述Zn-Mg1Ca系鋅合金。

上述制備方法，所述混合具體是將Zn、Mg1Ca和所述微量元素，在氬氣保護氣氛下加入真空球磨罐中，于球磨速度180～250rpm、球料比(10-20)：1(如：10:1或20:1)下球磨15～60min，得到均勻混合物，于氬氣中保存，防止氧化。

所述燒結具體為放電等離子燒結(Spark Plasma Sintering)，所述放電等離子燒結為將所述混合物加入石墨磨具中，軸向加壓并真空燒結，所述放電等離子燒結的具體參數控制如下：起始燒結壓力1MPa，保溫燒結壓力30～60MPa，先以100℃/min升溫 到150～300℃，再以50℃/min升溫到200～350℃，最后以25℃/min升溫到250～400℃，保溫時間3～6min，爐冷降溫，得到所述Zn-Mg1Ca系鋅合金。

本發明還提供另一種Zn-Mg1Ca系鋅合金的制備方法(該制備方法得到的Zn-Mg1Ca系鋅合金具有多孔結構)，包括如下步驟：

將Zn、Mg1Ca和所述微量元素按照下述1)和2)中的任一種方式(以粉末形式)進行混合得到(均勻)混合物；

1)Zn和Mg1Ca；

2)Zn、Mg1Ca和微量元素；

按照下述a)或b)的步驟即得到所述Zn-Mg1Ca系鋅合金；

a)在CO₂和SF₆氣氛保護下，將所述混合物進行燒結，經冷卻后即得所述Zn-Mg1Ca系鋅合金；

b)在CO₂和SF₆氣氛保護下，將所述混合物進行燒結，經冷卻后涂覆所述可降解高分子涂層、所述陶瓷涂層或所述藥物涂層即得所述Zn-Mg1Ca系鋅合金。

上述制備方法，所述燒結為下述任一種方法：元素粉末混合燒結法、預合金粉燒結法或自蔓延高溫合成法。

所述元素粉末混合燒結法是將所述混合物(制備多孔Zn-Mg1Ca系鋅合金的原料)，壓制成坯，然后在真空燒結爐中，以2～4℃/min慢速升溫至100～200℃后，接著以30℃/min快速升溫至200～300℃燒結，然后降溫，得到多孔結構的Zn-Mg1Ca系鋅合金；

所述預合金粉燒結法是將所述混合物(制備多孔Zn-Mg1Ca系鋅合金的原料)進行高能球磨，然后壓制成型，在250～350℃進行熱處理10～20h，得到成多孔結構的Zn-Mg1Ca系鋅合金；

所述自蔓延高溫合成法是將所述混合物(制備多孔Zn-Mg1Ca系鋅合金的原料)壓制成坯，在惰性氣體保護下，壓力為1×10³～1×10⁵Pa，溫度為250～350℃下，然后將Zn-Mg1Ca系鋅合金坯料點燃進行自蔓延高溫合成，得到成多孔結構的Zn-Mg1Ca系鋅合金。

本發明另外提供了一種Zn-Mg1Ca系鋅合金的制備方法(該制備方法得到的Zn-Mg1Ca系鋅合金具有致密結構)，包括如下步驟：

將Zn、Mg1Ca和所述微量元素按照下述1)和2)中的任一種方式進行混合得到混合物；

1)Zn和Mg1Ca；

2)Zn、Mg1Ca和微量元素；

按照下述a)或b)的步驟即得到所述Zn-Mg1Ca系鋅合金；

a)在CO₂和SF₆氣氛保護下，將所述混合物進行熔煉，經冷卻后即得所述鋅合金；

b)在CO₂和SF₆氣氛保護下，將所述混合物進行熔煉，經冷卻后涂覆所述可降解高分子涂層、所述陶瓷涂層或所述藥物涂層即得所述Zn-Mg1Ca系鋅合金。

上述制備方法中，所述熔煉的溫度可為700～850℃，具體可為800℃。

上述制備方法中，還包括將所述Zn-Mg1Ca系鋅合金進行機械加工的步驟；

所述機械加工可為軋制、鍛造、快速凝固和擠壓中的至少一種。

所述軋制包括依次進行熱軋和精軋，所述熱軋可在200～300℃下進行，所述精軋可在150～250℃下進行，所述鋅合金軋制后的厚度可為1～2mm；所述熱軋具體可在250℃下進行，所述精軋具體可在250℃下進行，所述鋅合金軋制后的厚度具體可為1.5mm。

所述鍛造包括將所述鋅合金在150～200℃的條件下進行保溫以及在200～300℃的條件下進行鍛造的步驟，所述保溫的時間為3～50h，所述鍛造的速率不小于350mm/s。

所述快速凝固包括如下步驟：在Ar氣保護下，采用高真空快淬系統制備快速凝固薄帶，然后將所述薄帶破碎成粉末狀，最后在200～350℃的條件下，真空熱壓1～24h。所述高真空快淬系統的設置如下：加料量2～8g、感應加熱功率為3～7kW、噴嘴與輥間距為0.80mm、噴射壓力為0.05～0.2MPa、輥輪轉速為500～3000r/min及噴嘴狹縫尺寸為1film×8mm×6mm。

所述擠壓的溫度可為150～250℃，具體可為200；擠壓比可為10～70，具體可為20。

為適應不同臨床需求，上述三種Zn-Mg1Ca系鋅合金的制備方法還包括涂覆涂層的步驟。

所述涂覆可生物降解高分子涂層的方法是將所述Zn-Mg1Ca系鋅合金進行酸洗，然后將其在所述生物降解高分子涂層的制備材料溶于三氯乙烷制備的膠體中浸涂10～30min后，勻速拉出進行離心處理得到涂覆有可生物降解高分子涂層的Zn-Mg1Ca系鋅合金；

所述涂覆陶瓷涂層的方法可為等離子噴涂、電泳沉積、陽極氧化或水熱合成中的任一種；

所述等離子體噴涂所用的等離子氣體主氣為Ar，流量為30～100scfh，等離子氣體次氣為H₂，流量為5～20scfh，噴涂電流為400～800A，噴涂電壓為40～80V，噴涂距離為100～500mm；

所述電沉積可降解陶瓷涂層的方法為以Zn-Mg1Ca系鋅合金為陰極在含鈣、磷鹽的電解液中，電流密度為2～10mA/cm²，處理10～60min后，清洗干燥得到所述Zn-Mg1Ca系鋅合金；

所述陽極氧化和水熱合成結合的方法為將所述Zn-Mg1Ca系鋅合金在含有 0.01～0.5mol/Lβ-甘油磷酸鈉和0.1～2mol/L醋酸鈣的電解液中，在200～500V下氧化10～30min，然后將所述鋅基復合材料或鋅合金在200～400℃下處理1～4h。

所述涂覆藥物涂層的方法為物理和化學方法；

所述物理方法涂層工藝主要采用浸泡、噴涂方法；所述化學方法主要運用電化學原理進行電鍍；

所述浸泡方法為將活性藥物與控釋載體(或單獨的活性藥物)配制成溶液，具體濃度可因溶液粘度和所需藥物劑量不同而不同，然后將所述醫用植入體浸泡入溶液中，然后經過必要的后處理過程，如交聯、干燥、固化等步驟，制成藥物涂層；

所述噴涂方法為將活性藥物與控釋載體(或單獨的活性藥物)配制成溶液，然后通過噴灑工具或特制的噴涂設備將溶液均勻涂布于所述醫用植入體表面，經干燥、固化等后處理步驟之后即制成藥物涂層；

所述化學方法是利用活性藥物和(或)控釋載體在由所述醫用植入制作的電極上發生電氧化還原反應，使所述醫用植入表面形成穩定的由化學鍵聯接的藥物涂層。

本發明利用Zn-Mg1Ca系鋅合金降解速度適宜且可調控和生物功能性可調控的特點，同時，Zn、Mg、Ca均為人體必須的微量元素，在新骨形成中有重要作用，鋅對心血管健康也有重要作用，能夠保護心肌細胞，預防炎癥，選擇Zn-Mg1Ca系鋅合金作為可降解醫用植入物。本發明的Zn-Mg1Ca系鋅合金的壓縮強度符合醫用植入材料的強度要求，同時也可以具備足夠的韌性，在體內降解速度可調控，生物，血液相容性良好，該復合材料顯著改善了純鋅的細胞相容性，對內皮細胞和成骨細胞無毒性的同時還能抑制平滑肌細胞生長。該復合材料還具備優異的抗菌性能，總體來說，克服了鎂及鎂合金降解過快導致材料力學性能喪失或鐵基合金降解過慢引發后一系列炎癥反應等副作用，做到具備“體內降解速度可調控”和“生物功能性可調控”的特性。

本發明提供的Zn-Mg1Ca系鋅合金可應用于制備如下醫用植入體：治療用植入支架、骨修復器械、齒科修復器械；

所述治療用植入支架可為血管支架、食道支架、腸道支架、氣管支架、膽道支架或尿道支架；

所述骨修復器械可為骨組織修復支架、接骨器、固定線、固定螺絲、固定鉚釘、固定針、夾骨板、髓內針或接骨套；

所述齒科修復器械可為牙髓針或牙齒充填材料。

進一步的，所述Zn-Mg1Ca系鋅合金可應用于制備具有如下1)-6)中任一種性質的醫用植入體中的應用：

1)所述Zn-Mg1Ca系鋅合金的力學性能；

2)所述Zn-Mg1Ca系鋅合金可調控的降解性能

3)所述Zn-Mg1Ca系鋅合金的血液相容性；

4)所述Zn-Mg1Ca系鋅合金的細胞相容性；

5)所述Zn-Mg1Ca系鋅合金的抗菌性；

6)所述Zn-Mg1Ca系鋅合金抑制平滑肌細胞增殖。

本發明具有如下優點：

(1)本發明制備的Zn-Mg1Ca系鋅合金力學性能符合醫用植入體材料的強度和韌性的要求，同時又可體內降解，具有“可體內降解吸收”和“可提供有效力學支撐”的特性。

(2)本發明Zn-Mg1Ca系鋅合金用于可降解醫用植入體時，其體內降解速度可以通過加入不同含量的第二相進行調節，從而達到針對體內不同部位植入物降解速度不同的要求，達到可調節的腐蝕速率的目的。

(3)本發明提供的可降解醫用植入體對內皮細胞和成骨細胞無毒性且能抑制平滑肌細胞增殖，生物相容性良好，具備良好的細胞相容性和血液相容性以及優異的抗菌能力，同時，通過加入不同成分可以對Zn-Mg1Ca系鋅合金的生物功能性(細胞相容性，血液相容性，抗菌能力)進行調節從而達到設計其生物功能性的目的。

(4)本發明制備的Zn-Mg1Ca系鋅合金其組成元素Zn、Mg、Ca元素均為人體必須的營養元素，在促成骨和新骨生成方面有重要作用。

附圖說明

圖1為實施例6中Zn-Mg1Ca系鋅合金金相。

圖2為實施例6中Zn-Mg1Ca系鋅合金X射線衍射分析圖。

圖3為實施例7中Zn-Mg1Ca系鋅合金的壓縮曲線。

圖4為實施例8中Zn-Mg1Ca系鋅合金在Hank’s模擬體液中浸泡3個月的宏觀腐蝕表面。

圖5為實施例8中Zn-Mg1Ca系鋅合金浸泡腐蝕表面的掃描電子顯微鏡圖。

圖6為實施例8中Zn-Mg1Ca系鋅合金浸泡腐蝕產物的EDS能譜元素分析圖。

圖7為Zn-Mg1Ca系鋅合金在Hank’s模擬體液中浸泡3個月的pH變化圖。

圖8為實施例8中Zn-Mg1Ca系鋅合金在Hank’s模擬體液中浸泡3個月的失重腐蝕速率和溶液離子濃度(*p<0.05)。

圖9為實施例8中Zn-Mg1Ca系鋅合金在Hank’s模擬體液中的電化學腐蝕極化曲線。

圖10為實施例9中Zn-Mg1Ca系鋅合金的溶血率(*p<0.05)。

圖11為實施例9中Zn-Mg1Ca系鋅合金表面粘附的血小板形貌和數量(*p<005)。

圖12為實施例9中Zn-Mg1Ca系鋅合金在貧血小板血漿中的Zn，Mg離子濃度(*p<0.05)。

圖13為實施例10中Zn-Mg1Ca系鋅合金的接觸角(*p<0.05)。

圖14為實施例10中Zn-Mg1Ca系鋅合金的細胞存活率(*p<0.05)。

圖15為實施例10中Zn-Mg1Ca系鋅合金浸提液的鋅離子濃度(*p<0.05)。

圖16為實施例11中Zn-Mg1Ca系鋅合金的抗菌率(*p<0.05)。

圖17為實施例11中Zn-Mg1Ca系鋅合金在細菌懸液中的Zn離子濃度以及pH值(*p<0.05)。

具體實施方式

下面通過具體實施例對本發明進行說明，但本發明并不局限于此。

下述實施例中所述實驗方法，如無特殊說明，均為常規方法；所述試劑和材料，如無特殊說明，均可從商業途徑獲得。

下述實施例中所用的百分含量，如無特別說明，均為質量百分含量。

實施例1、制備Zn-Mg1Ca系鋅合金：

1)以純Zn粉末(純度99.9％，粒徑45～109μm)(購自Alfa Aesar)、Mg1Ca合金粉末(含0.98wt.％Ca，粒徑74～150μm)(購自唐山威豪鎂粉有限公司)作為原料，按不同的質量比(Zn與Mg1Ca的質量比分別為99：1，98：2，95：5)于真空手套箱中，在氬氣保護下加入真空球磨罐中，通過行星球磨機球磨混勻，球磨速度200rpm，球料比20:1，球磨時間60min，得到不同Zn與Mg1Ca質量比的均勻混合物，于氬氣保護氣氛中保存，防止氧化；

2)將步驟1)中的均勻混合物加入石墨磨具中，軸向加壓并通過放電等離子真空燒結：起始燒結壓力1MPa，保溫燒結壓力50MPa，先以100℃/min升溫到250℃，再以50℃/min升溫到350℃，最后以25℃/min升溫到380℃，保溫時間5min，得到不同Zn與Mg1Ca質量比的Zn-Mg1Ca系鋅合金，其中，Zn與Mg1Ca質量比為99：1命名為Zn/1Mg；Zn與Mg1Ca質量比為99：2命名為Zn/2Mg；Zn與Mg1Ca質量比為99：5命名為Zn/5Mg。

實施例2、制備Zn-Mg1Ca系鋅合金：

1)以純Zn粉末(純度99.9％，粒徑45～109μm)(購自Alfa Aesar)、Mg1Ca合金粉末(含0.98wt.％Ca，粒徑74～150μm)(購自唐山威豪鎂粉有限公司)作為原料，按不同的質量比(Zn與Mg1Ca的質量比分別為99：1，98：2，95：5)于真空手套 箱中，在氬氣保護下加入真空球磨罐中，通過行星球磨機球磨混勻，球磨速度200rpm，球料比20:1，球磨時間60min，得到不同Zn與Mg1Ca質量比的均勻混合物，于氬氣保護氣氛中保存，防止氧化；

2)在CO₂和SF₆氣氛保護下，將步驟1)中的均勻混合物進行高能球磨，然后壓制成型，在350℃進行熱處理15h，得到成多孔結構的Zn-Mg1Ca系鋅合金；

本實施例所制備得到的Zn-Mg1Ca系鋅合金的腐蝕性能、血液相容性、細胞相容性和抗菌性與實施例1中的相關性能相同或相近。

實施例3、制備Zn-Mg1Ca系鋅合金：

1)以純Zn粉末(純度99.9％，粒徑45～109μm)(購自Alfa Aesar)、Mg1Ca合金粉末(含0.98wt.％Ca，粒徑74～150μm)(購自唐山威豪鎂粉有限公司)作為原料，按不同的質量比(Zn與Mg1Ca的質量比分別為99：1，98：2，95：5)于真空手套箱中，在氬氣保護下加入真空球磨罐中，通過行星球磨機球磨混勻，球磨速度200rpm，球料比20:1，球磨時間60min，得到不同Zn與Mg1Ca質量比的均勻混合物，于氬氣保護氣氛中保存，防止氧化；

2)在CO₂和SF₆氣氛保護下，對步驟1)中的均勻混合物于800℃下進行熔煉，然后冷卻后，得到所述Zn-Mg1Ca系鋅合金；

3)對步驟2)中得到的Zn-Mg1Ca系鋅合金進行擠壓，擠壓參數如下：擠壓的溫度為200℃、擠壓比為20，得到擠壓的Zn-Mg1Ca系鋅合金。

本實施例所制備得到的Zn-Mg1Ca系鋅合金的腐蝕性能、血液相容性、細胞相容性和抗菌性與實施例1中的相關性能相同或相近。

實施例4、制備含微量元素的Zn-Mg1Ca系鋅合金：

1)以純Zn粉末(純度99.9％，粒徑45～109μm)(購自Alfa Aesar)、Mg1Ca合金粉末(含0.98wt.％Ca，粒徑74～150μm)(購自唐山威豪鎂粉有限公司)、微量元素錫作為原料，按Zn、Mg1Ca和錫質量比為93：5：2于真空手套箱中，在氬氣保護下加入真空球磨罐中，通過行星球磨機球磨混勻，球磨速度200rpm，球料比20:1，球磨時間60min，得到不同Zn與Mg1Ca質量比的均勻混合物，于氬氣保護氣氛中保存，防止氧化；

2)將步驟1)中的均勻混合物加入石墨磨具中，軸向加壓并通過放電等離子真空燒結：起始燒結壓力1MPa，保溫燒結壓力50MPa，先以100℃/min升溫到250℃，再以50℃/min升溫到350℃，最后以25℃/min升溫到380℃，保溫時間6min，得到含微量元素的Zn-Mg1Ca系鋅合金。

本實施例所制備得到的Zn-Mg1Ca系鋅合金的腐蝕性能、血液相容性、細胞相容性和抗菌性與實施例1中的相關性能相同或相近。

實施例5、制備涂覆藥物涂層的Zn-Mg1Ca系鋅合金：

1)以純Zn粉末(純度99.9％，粒徑45～109μm)(購自Alfa Aesar)、Mg1Ca合金粉末(含0.98wt.％Ca，粒徑74～150μm)(購自唐山威豪鎂粉有限公司)作為原料，按不同的質量比(Zn與Mg1Ca的質量比分別為99：1，98：2，95：5)于真空手套箱中，在氬氣保護下加入真空球磨罐中，通過行星球磨機球磨混勻，球磨速度200rpm，球料比20:1，球磨時間60min，得到不同Zn與Mg1Ca質量比的均勻混合物，于氬氣保護氣氛中保存，防止氧化；

2)在CO₂和SF₆氣氛保護下，對步驟1)中的均勻混合物于800℃下進行熔煉，然后冷卻后，得到所述Zn-Mg1Ca系鋅合金；

3)在步驟2)中得到的Zn-Mg1Ca系鋅合金浸泡于紫杉醇配制成溶液中，具體濃度可因溶液粘度和所需藥物劑量不同而不同，然后經過必要的后處理過程，如交聯、干燥、固化等步驟，制成藥物涂層；

本實施例所制備得到的Zn-Mg1Ca系鋅合金的腐蝕性能、血液相容性、細胞相容性和抗菌性與實施例1中的相關性能相同或相近。

實施例6、Zn-Mg1Ca系鋅合金顯微組織分析：

將實施例1中的Zn-Mg1Ca系鋅合金，通過線切割制備10×10×1mm試樣，依次經400#、800#、1200#和2000#SiC砂紙系列打磨拋光。在丙酮、無水乙醇和去離子水中分別超聲清洗15min后，25℃下干燥。將試樣進行X射線衍射分析，并用4％硝酸酒精浸蝕試樣5～30s后用去離子水清洗，吹干后，在金相顯微鏡觀察，取試樣通過密度計測試致密度。

圖1為Zn-Mg1Ca系鋅合金金相，從圖1中可以看出Mg1Ca顆粒與純鋅顆粒通過球磨均勻混合在一起，純鋅基底與Mg1Ca在顆粒表面通過燒結發生合金化，而顆粒內部不變。這是因為放電等離子燒結僅在顆粒表面產生高溫使材料熔化所致。針狀第二相均勻分布在鋅基底上。

圖2為Zn-Mg1Ca系鋅合金X射線衍射分析圖，X射線衍射分析發現除了單質鋅和鎂以及氧化鋅外，第二相有Mg2Zn11、MgZn2、MgZn。

表1為Zn-Mg1Ca系鋅合金致密度，該復合材料的致密度都達到了96％以上，保證材料有足夠的力學完整性。

表1、Zn-Mg1Ca系鋅合金致密度

實施例7、Zn-Mg1Ca系鋅合金力學性能測試：

將按照實施例1的方法制備的Zn-Mg1Ca系鋅合金，分別按照ASTM-E9-89a壓縮測試標準和ASTM-E10-01硬度測試標準制備樣品，依次經400#、800#、1200#和2000#SiC砂紙系列打磨拋光。在丙酮、無水乙醇和去離子水中分別超聲清洗15min后，采用顯微硬度計和萬能材料力學試驗機在室溫下進行試驗，載荷0.1kN，保壓15s，壓縮速度為0.2mm/min。

圖3為Zn-Mg1Ca系鋅合金的壓縮曲線，從曲線上可以看出該復合材料具有壓縮超塑性，且隨Mg1Ca第二相含量增加，塑性無明顯變化。

Zn-Mg1Ca系鋅合金各試樣的室溫力學性能如表2所示，其中，由表2可知，隨Mg1Ca含量的增加，材料強度和硬度顯著提高。Zn-Mg1Ca系鋅合金抗壓強度接近純鋅的三倍，壓縮屈服強度接近純鋅4倍。

表2、Zn-Mg1Ca系鋅合金力學實驗結果

*表示與純鋅對比有顯著性差異(p<0.05)

實施例8、Zn/Mg1Ca系鋅基復合材料腐蝕性能測試

將實施例1中的Zn/Zn/Mg1Ca系鋅基復合材料，通過線切割制備φ6x1mm浸泡試樣，依次經400#、800#、1200#和2000#SiC砂紙系列打磨拋光。在丙酮、無水乙醇和去離子水中分別超聲清洗15min后，25℃下干燥。之后浸泡在Hank’s模擬體液(NaCl8.0g,CaCl₂0.14g,KCl 0.4g,NaHCO₃0.35g,葡萄糖1.0g,MgCl₂·6H₂O 0.1g,Na₂HPO₄·2H₂O 0.06g,KH₂PO₄0.06g,MgSO₄·7H₂O 0.06g溶解于1L去離子水中)中，浸泡不同時間間隔并在相應時間點測試溶液pH值，但三個月后取出樣品用去離子水 清洗，在空氣中干燥，通過2.5次元影像儀和掃描電子顯微鏡(S-4800,Hitachi,日本)觀察樣品表面，并通過能譜儀檢測腐蝕產物成分。取浸泡后的Hank’s模擬體液通過電感耦合等離子體發射光譜儀測試溶液中的各離子濃度。最后用氨基乙酸清洗液(250g/1000ml)清洗腐蝕產物并通過失重法計算腐蝕速率。

電化學測試是將上述處理好的試樣通過Autolab電化學工作站，在Hank’s模擬體液中進行電化學測試。

圖4為Zn/Mg1Ca系鋅基復合材料在Hank’s模擬體液中浸泡3個月的宏觀腐蝕表面，結果表明，Zn/1Mg1Ca和Zn/5Mg1Ca為均勻的點蝕，表面有均勻分布的白色腐蝕產物，而Zn/2Mg1Ca表面則分布有許多腐蝕裂紋。

圖5為Zn/Mg1Ca系鋅基復合材料浸泡腐蝕表面的掃描電子顯微鏡圖，微觀腐蝕形貌與宏觀腐蝕形貌正好相反，Zn/1Mg1Ca和Zn/5Mg1Ca表面有很多球狀和棒狀的腐蝕產物同時伴隨著眾多的微裂紋，而Zn/2Mg1Ca表面卻很完整，腐蝕產物也較少。根據圖6Zn/Mg1Ca系鋅基復合材料浸泡腐蝕產物EDS能譜分析可以看出腐蝕產物含有Zn，O，C，Ca，P，Mg，可能為含鈣磷鹽和Zn，Mg的碳酸鹽的復合腐蝕產物。

圖7為Zn/Mg1Ca系鋅基復合材料在Hank’s溶液中浸泡3個月的pH變化圖，從圖中可以看出，該復合材料相比于純鋅和Hank’s溶液有更高的pH值，前50天Zn/1Mg1Ca的pH值相對最高，說明其降解的最快，但是50天后，3種成分的Zn/Mg1Ca系鋅基復合材料pH值趨于一致。該復合材料整體上pH變化趨勢與Hank’s溶液本身變化趨勢相近，所以該變化趨勢并不由材料導致，材料本身的pH值變化趨勢相對穩定，結合宏觀和微觀形貌，該復合材料的腐蝕產物應該由多層構成，雖然表層有宏觀和微觀腐蝕裂紋存在，但內層應該是由致密的腐蝕產物構成，所以Zn/Mg1Ca系鋅基復合材料的腐蝕層能夠起到防止進一步腐蝕的作用。

圖8為Zn-Mg1Ca系鋅合金在Hank’s溶液中浸泡3個月后根據失重計算的腐蝕速率和溶液中的離子濃度，從腐蝕速率來看，該復合材料與純鋅相比，腐蝕速率相近，Zn/2Mg1Ca腐蝕最快，由于隨第二相增加，基體鋅含量減少，所以離子濃度上隨Mg1Ca含量增加Zn離子濃度則降低，但Mg離子含量則是隨Mg1Ca含量增加而升高。

圖9為Zn-Mg1Ca系鋅合金在Hank’s溶液中的電化學腐蝕極化曲線，表3為Zn/Mg1Ca系鋅基復合材料在Hank’s溶液中的電化學腐蝕速率，從表3中可以看出該復合材料的電化學腐蝕速率隨Mg1Ca含量增加而增大，但并不具有顯著性差異。

表3、Zn-Mg1Ca系鋅合金電化學腐蝕速率

括號內為標準差，*表示與純鋅相比p<0.005

實施例9、Zn-Mg1Ca系鋅合金血液相容性測試：

將實施例1中的Zn-Mg1Ca系鋅合金通過線切割制備φ10x1mm試樣片，經400#、800#、1200#和2000#SiC砂紙系列打磨拋光。在丙酮、無水乙醇和去離子水中分別超聲清洗15min后，25℃下干燥。采集健康志愿者身上新鮮血液，置于內含3.8wt.％檸檬酸鈉作為抗凝劑的抗凝管保存。用0.9％生理鹽水按4：5的比例稀釋制成稀釋血液樣本。將試樣浸泡在10mL生理鹽水，37±0.5℃保溫30min，加入0.2mL稀釋血液樣本，37±0.5℃保溫60min。采用10mL生理鹽水作為陰性對照組，10mL去離子水作為陽性對照組。經3000rpm離心5分鐘，取上清液用Unic-7200紫外可見分光光度計545nm測量吸光度OD值，設置三組平行樣以進行統計學分析。

用以下公式計算溶血率：

溶血率＝(實驗組OD值-陰性組OD值)/(陽性組OD值-陰性組OD值)×100％。

全血采集后，一部分在1000rpm離心10min制備富血小板血漿。將富血小板血漿滴于試樣表面，37±0.5℃保溫60min，每組3個平行樣。取出試樣，PBS緩沖液(pH值為7.2)沖洗3遍以除去未黏附血小板。固定血小板方法為：每孔加入500μL濃度為2.5％的戊二醛固定液，室溫下固定兩小時，然后將固定液吸出，使用PBS清洗3遍，使用濃度為50％，60％，70％，80％，90％，95％，100％酒精進行梯度脫水，每個濃度梯度脫水10分鐘，真空干燥后使用掃描電子顯微鏡(S-4800,Hitachi,日本)觀察血小板黏附數量及形態，每個試樣隨機選擇10個區域進行血小板計數和統計學分析。另一部分在3000rpm下離心15min，取上層貧血小板血漿，按500ul/cm²比例將試樣放在裝有貧血小板血漿的玻璃管中37℃水浴孵育30min，取反應完的貧血小板血漿500ul進行凝血四項檢測。取反應后的貧血小板血漿用電感耦合等離子體發射光譜儀測試浸提原液中的各離子濃度。

圖10為Zn-Mg1Ca系鋅合金的溶血率，實驗結果表明，Zn-Mg1Ca系鋅合金的溶血率均遠小于臨床使用要求的安全閾值5％，隨Mg1Ca含量增加，溶血率下降，總體來看，表現出良好的紅細胞和血紅蛋白相容性。

圖11為Zn-Mg1Ca系鋅合金表面粘附的血小板形貌和數量，從圖中可以看出， Zn/1Mg1Ca材料表面的血小板呈八爪魚狀，有較多的偽足，而Zn/2Mg1Ca、Zn/5Mg1Ca表面血小板較為圓潤，偽足較少，所以血小板的激活程度隨Mg1Ca含量升高而減弱，這與血漿中Zn離子含量隨Mg1Ca含量提高而減少有關。但是血小板都處于激活的初期階段，材料對血小板有一定刺激作用，Mg1Ca含量不同的材料表面的血小板數量相近，無顯著差異。

表4為Zn-Mg1Ca系鋅合金凝血四項結果，圖12為Zn/Mg1Ca系鋅基復合材料的貧血小板血漿以及空白對照的貧血小板血漿(PPP)中Zn離子和Mg離子濃度，從表4可以看到該復合材料的凝血酶原時間(PT)與純鋅相比無顯著差異且均在參考范圍內，活化部分凝血活酶時間(APTT)相比純鋅有所延長但并無顯著性差異，相比健康組和參考值卻略有延長。凝血酶時間(TT)與純鋅組接近但相比健康組和參考值卻略有縮短。該復合材料對凝血酶原時間(PT)無顯著影響，但使活化部分凝血活酶時間(APTT)延長，使凝血酶時間(TT)縮短，這與Zn離子作用于內源性凝血系統和纖維蛋白原轉為纖維蛋白的過程有關。總體來說，該復合材料對凝血功能并無顯著影響。

表4、Zn-Mg1Ca系鋅合金凝血四項結果

*表示與健康對照組有顯著性差異(p<0.05)；#表示與純鋅有顯著性差異(p<0.05)

實施例10、Zn-Mg1Ca系鋅合金的細胞相容性實驗

按實施例1的方法制備Zn-Mg1Ca系鋅合金，通過線切割制備φ10x1mm試樣片，經400#、800#、1200#和2000#SiC砂紙系列打磨拋光。在丙酮、無水乙醇和去離子水中分別超聲清洗15min后，25℃下干燥。通過去離子水對試樣進行接觸角測試，試樣經紫外線消毒滅菌，置于無菌孔板中，按試樣表面積與含10％血清和1％雙抗(青霉素加鏈霉素混合溶液)的DMEM細胞培養基按體積之比為1.25cm²/mL的比例加入DMEM細胞培養基，置于37℃、95％相對濕度、5％CO₂培養箱中24h，得到Zn-Mg1Ca系鋅合金浸提液原液，密封，4℃冰箱保存備用。

浸提液與細胞接種培養及結果觀察：將HUVEC，VSMC，細胞復蘇、傳代后，懸浮于DMEM細胞培養基中，接種于96孔培養板上，陰性對照組加入DMEM細胞培養基，鋅基復合材料浸提液原液組加入上述得到的鋅基復合材料浸提液原液，使最終細胞濃度為2～5×10⁴/mL。置于37℃、5％CO₂培養箱中培養，1，2，4天后分別取出培養板，在倒置相差顯微鏡下觀察活細胞的形態并通過CCK8試劑盒進行細胞存活率的測試，取鋅基復合材料浸提液原液用電感耦合等離子體發射光譜儀測試浸提原液中的各離子濃度。

圖13為Zn-Mg1Ca系鋅合金的接觸角，Zn-Mg1Ca系鋅合金的接觸角相比純鋅有所減小除了Zn/2Mg1Ca，但都處于利于細胞粘附的范圍內。

圖14為Zn-Mg1Ca系鋅合金相對于陰性組的細胞存活率，結果表明：該復合才材料的細胞相容性相比于純鋅有顯著改善，純鋅對內皮細胞和成骨細胞有明顯毒性，添加了Mg1Ca后，細胞存活率得到明顯改善，均接近100％，且隨含量增加，存活率也提高，而對于平滑肌細胞卻有明顯的抑制作用。對內皮細胞無毒性卻能抑制平滑肌細胞增殖表明了該復合材料在心血管方面良好的應用前景。對成骨細胞的優異生物相容性也說明了該復合材料在骨科中潛在的前景。

圖15為Zn-Mg1Ca系鋅合金浸提液的離子濃度，與純鋅相比，復合材料浸提液鋅離子濃度有所下降使材料的細胞相容性得到改善。

實施例11、Zn-Mg1Ca系鋅合金的抗菌性試驗：

按實施例1的方法制備Zn-Mg1Ca系鋅合金，通過線切割制備φ10x1mm試樣片，經400#、800#、1200#和2000#SiC砂紙系列打磨拋光。在丙酮、無水乙醇和去離子水中分別超聲清洗15min后，25℃下干燥后在紫外線下消毒。取1ml凍存的金黃色葡萄球菌(Staphylococcus aureus)(菌種保藏編號為ATCC 29213)于20mlLB液體培養基中180rpm活化12h，再取活化后的1ml菌液于40ml LB液體培養基中200rpm繼續活化1小時，取活化后的菌液1ml每孔加入到放有試樣的24孔板中，在37℃培養24h后，取100ul菌液在PBS緩沖液中稀釋10⁵倍后涂在LB固體培養基上，計數。將試樣取出，用PBS緩沖液沖洗三次，輕輕洗去試樣表面粘附不牢的細菌，放入離心管中，加入1ml PBS緩沖液，超聲震蕩10min將試樣表面的細菌震入PBS緩沖液中，取10mlPBS緩沖液稀釋1000倍，涂在LB固體培養基上，計數。取細均懸液用電感耦合等離子體發射光譜儀測試懸液中的鋅離子濃度，并測試pH值。

圖16為Zn-Mg1Ca系鋅合金相對于無抗菌作用的Ti6Al4V的抗菌率，該復合材料懸液中的抗菌率與純鋅的抗菌率相近，都在90％以上，有顯著的抗菌效果。材料表面的抗菌率變化也是同樣的趨勢，但相比純鋅，其抗菌率有所降低，這與培養液中的離 子濃度呈正相關關系。

圖17為Zn-Mg1Ca系鋅合金的細菌懸液的Zn離子濃度以及空白LB培養基和Ti6Al4V培養基的Zn離子濃度以及pH值，從圖中可以看出，鋅離子濃度變化與材料抗菌率變化一致，而pH值變化很小，不能起到抗菌作用，所以主要是降解出來的鋅離子對金黃色葡萄球菌(Staphylococcus aureus)有顯著地抑制作用。所以，Zn-Mg1Ca系鋅合金具備有優異的抗菌效果。