镁及镁合金作为生物医用材料的研究.docx

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镁及镁合金作为生物医用材料的研究

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60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β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300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α+β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:

①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。

②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）。

③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。

④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。

⑤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

密度（g/cm3）

1.8-2．1

1.78-2.0

4.4-4.5

8.3-9.2

7.9-8.1

3.1

弹性模量（Gpa）

3-20

35-45

110-117

230

189-205

73-117

压缩屈服强度（Mpa）

130-180

100-200

785-1117

450-1000

170-310

600

断裂韧性（Mpa.m1/2）

3-6

15-35

55-115

-

50-200

0.7

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NaHCO3、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AZ31、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（410~8300mpy）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