Y含量对Mg-Zn-Y非晶合金性能的影响

任帅 何美凤 王浩 潘登 周锟广

摘要：

通过铜模铸造法和熔融纺丝技术合成了具有生物医学应用性能的可生物降解Mg-Zn-Y非晶合金（MGs）。在体外研究了钇（Y）含量对Mg基非晶合金的形成、热稳定性、硬度、耐腐蚀性和细胞相容性的影响。通过细胞毒性测试（MTT）、凋亡测试和细胞骨架染色测定的结果发现，Mg-Zn-Y非晶合金具有良好的生物相容性，可以作为可生物降解材料。

关键词：

Mg; 非晶合金; 细胞相容性; 腐蚀

中图分类号： TP 204 文献标志码： A

Effects of Y on the Mechanical，Bio-corrosion and

Biocompatibility Properties of Mg-Zn-Y Metallic Glass

REN Shuai， HE Meifeng， WANG Hao， PAN Deng， ZHOU Kunguang

（School of Materials Science and Engineering， University of Shanghai for Science and Technology， Shanghai 200093， China）

Abstract：

For the purpose of developing biodegradable magnesium alloys with suitable properties for biomedical applications，Mg-Zn-Y metallic glasses（MGs） were synthesized by copper-mold casting and melt spinning.The effects of Y addition on the glass formation，thermal stability，hardness，corrosion resistance，and cytocompatibility of the Mg-based glassy alloys were studied in vitro.The corrosion resistance and the biocompatibility are influenced by the percentage of Y element in alloy.In vitro cell culture study confirms that Mg-Zn-Y MGs have good biocompatibility determined by MTT，live-dead，and cytoskeleton staining assays，respectively.Thus，Mg-Zn-Y MGs possess the potential to be employed as biodegradable materials.

Keywords：

Mg; metallic glass; cytocompatibility; corrosion

近年来，非晶合金受到了广泛的关注，并成为结构和功能应用领域的重要材料。许多成功的非晶合金[1-5]，都是在过去几十年里开发出来的。在这些非晶合金中，Mg基非晶合金由于其无序的原子结构、低弹性模量、良好的生物相容性和生物可降解特性，有用作可植入生物材料的潜力[6-8]。

然而，镁合金在生物医疗领域中的应用具有一定的局限性。例如，在腐蚀和降解过程中，它们的强度会逐渐恶化，目前镁合金的腐蚀速度比骨愈合速度快。因此，探索一种低降解速率和均匀腐蚀的镁合金是非常重要的。Song等[9]在镁合金中加入合金元素，對其降解过程进行了控制，并制备了一种新的镁合金，取代了高分子聚合物。已有研究发现，加入Zn，Mn可以减缓镁合金的降解速度[10]。此外，在镁合金中添加Zn可产生钝化反应，提高合金的点蚀电位[11]。有研究发现，Zn可以降低纯Mg的腐蚀速率，提高纯Mg的耐蚀性。Zhang等[12]研究发现，Zn能改善模拟体液中镁合金的耐腐蚀能力，降低镁合金的腐蚀降解速率。

近年来，对Mg-Zn非晶合金及其在生物医学领域中的应用进行了大量的研究，发现Mg-Zn-Ca非晶合金的析氢反应明显减少，非晶合金的生物相容性与晶体相似[13-15]。由于Mg-Zn-Ca非晶合金不均匀的变形行为，在使用中会发生脆性断裂，这限制了它们的应用。为解决这个问题，近年来发现了一种可塑性强的非晶合金[16-17]。

有研究表明，Y的添加可以改善镁合金的微观组织，降低镁合金的腐蚀速率。同时Y可以改善镁合金的力学性能和耐腐蚀性能[18-19]。Luo等[20]研究发现，加入Y、稀土金属化合物可以改善合金的耐蚀性。稀土元素的添加，可以在合金表面形成一种稳定、致密的保护膜，以保护镁合金[21-24]。在生物应用方面，Mg-Zn-Y非晶合金对成骨细胞没有明显的毒性[25]。

本文的研究中，将Y加入到以Mg，Zn为基的非晶合金中。研究Y对Mg-Zn-Y非晶合金的微观结构、力学性能、生物腐蚀性和生物相容性等方面的影响。

1 试 验

1.1 材料的制备

在氩气保护的熔炼炉中，通过将Mg（99.9%），Zn（99%），Y（99.9%）（%，质量分数）的混合物熔化，得到Mg70-x-Zn30-Yx（x=4，6，8）母合金铸锭。然后，将Mg70-x-Zn30-Yx母合金铸锭重新熔化，注入3 mm的铜铸模，随后熔化的合金被均匀地混合在一起，通过真空甩带制备成3 mm的Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金条带。

1.2 材料组织和性能测试

采用X射线衍射仪（XRD）和扫描电子显微镜（SEM）对合金的微觀结构进行研究。采用扫描量热法（DSC，PE-7），以0.67 ℃/s的加热速率对合金的热稳定性进行研究。采用带有三角形Berkovich压头的G200纳米缩进装置进行纳米压痕试验。

1.3 腐蚀行为测试

模拟体液的成分为NaCl 8.035 g/L，NaHCO3 0.355 g/L，KCl 0.225 g/L，K2HPO4 0.231 g/L，MgCl2 0.311 g/L，CaCl2 0.292 g/L，Na2SO4 0.072 g/L，（HOCH2）3CNH2 6.118 g/L。电解电池由工作电极、参比电极和对电极组成。所有的试样都为Mg-Zn-Y非晶合金条带。将试样黏附在工作电极上，且在测试中只暴露3 mm×10 mm的一面。做极化测试前，为了得到稳定的开路电位（OCP），将试样在溶液中保存1 200 s。测量从1.0 V开始，到接近-1.0 V结束，扫描速率为1 mV/1 s。

1.4 生物相容性测试

将成骨细胞（hFOB1.19）在混合培养液（质量分数为10%的镁合金浸取液和90%标准的培养液）中进行体外培养，以测试其生物相容性。生物相容性试验包括细胞毒性（MTT）测试、细胞凋亡性测试和在合金表面观察细胞荧光图像。最后通过与标准培养液增殖的成骨细胞进行比较，得出关于生物相容性能的结论。

标准培养液成分为：D-MEM/F-12培养基（GIBCO，货号12400024，添加L-谷氨酰胺150 mg/L，NaHCO3 1.5 g/L），90%;0.3 mg/mL G418;优质胎牛血清，10%。以标准培养液与合金比例为1 mL/1.5 cm2制备镁合金浸取液。

采用成骨细胞在标准培养液中进行间接和直接MTT试验。间接MTT试验中，细胞的培养环境为加湿的空气，CO2的体积分数为37%。选取96孔板为载体用于培养细胞。细胞密度为5×103细胞/100 μL。每个孔容量为100 μL，培养24 h后细胞附着在孔壁上。测试需要4组，其中1组是对照组，每组有3个重复组，96孔板边缘被无菌的磷酸盐生理盐水（PBS）填满。试验组在混合培养液中培养，对照组在标准培养液中培养。增殖细胞在36.7 ℃恒温箱中培养2，3和4 d，其间，每4 h加入200 μL mtt（3-（4，5-二甲基噻唑-2）-2，5-二苯基四氮唑溴盐溶液。然后，在每个孔中加入150 μL的甲瓒增溶剂。12 h后，通过Elx-800（生物TEK仪器）在490 nm波长

附近测定吸光度。细胞形态的观察步骤：用酒精清洁非晶试样，在紫外线环境中杀菌10 h后，将细胞在混合培养液中培养1，2，3和4 d，用倒置荧光显微镜观察被DAPI和Actin-Tracker染色后的细胞。直接性MTT试验是将细胞在混合培养液中培养2～3 d，经过相应处理，通过细胞流式检测仪分析细胞凋亡状况。

2 结果与讨论

2.1 微观结构

3种成分样品的XRD图谱如图1所示，衍射曲线均表现为明显的“馒头峰”，无晶体峰出现，说明Mg70-x-Zn30-Yx合金快速凝固后的条带均展现出非晶结构。衍射曲线中的“馒头峰” 出现在32°～44°，在Mg-Zn-Y非晶合金体系中，Y含量的增加有利于形成非晶合金，这与理论分析结果一致[19]。

图1 Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金的XRD图谱

Fig.1 XRD patterns of as-spun Mg70-x-Zn30-Yx MGs

图2为Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金的DSC曲线，从图2中可以看出，这些非晶合金表现出了由结晶引起的放热反应，再次证明了晶带上非晶化状态的存在。表1数据来自DSC曲线的热参数，包括玻璃转换温度（Tg），结晶的起始温度（Tx1），以及超冷却液区温度（ΔTx，ΔTx=Tx1-Tg）。如表1所示，Tg与Y含量具有正相关趋势。Mg66-Zn30-Y4，Mg64-Zn30-Y6，Mg62-Zn30-Y8非晶合金的Tg分别是79，83和89 ℃。随着Y的增加，结晶温度Tx1在Mg62-Zn30-Y8非晶合金上增加到接近114 ℃。最后结果是，在Tg和Tx的温度区间，Mg64-Zn30-Y6非晶合金超冷却液区域最大，为27 ℃;Mg66-Zn30-Y4非晶合金超冷却液区域最小，为24 ℃。

图2 Mg70-x-Zn30-Y非晶合金的DSC曲线

Fig.2 DSC curves of the crystallization of Mg70-x-Zn30-Y MGs

表1 Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金热力学参数

Tab.1 Critical parameters of thermal of Mg70-x-Zn30-Yx MGs

2.2 力学性能

图3为Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金的载荷-位移曲线（p-h），包括弹性卸载部分曲线。在去除缩进后，弹性深度约为125 nm。在几乎恒定的负载下，可以观察到p-h曲线被许多离散的快速位移打断。这种行为类似于在合金压缩测试中观察到的锯齿流变现象[26]。在恒定应变下，塑性变形会被许多加载负荷所打断。在3种非晶合金的p-h曲线上都可以观察到锯齿流变现象。在纳米缩进过程中，锯齿状流表现为一系列离散的应变破裂，被称为“pop-in”现象。先前的研究表明，p-h曲线的不连续性与合金表面形成单个剪切带有关[27]。植入人体骨科金属如果具有很大的弹性模量，最终会导致诸如骨质疏松症[28-31]等情况发生，对人体产生伤害。从表2可知，镁合金和天然骨[32]力学性能相近。Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金的弹性模量为48～54 GPa，而自然骨的弹性模量为18.6～27.0 GPa，其中，Mg64-Zn30-Y6非晶合金的硬度和弹性模量最低，可以有效地避免应力屏蔽。

2.3 极化曲线

图4和图5为37 ℃条件Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金下在模擬体液（SBF）中测得的极化曲线图和开路电位曲线图。开路电位曲线展示出外加电压为0的情况下材料的自腐蚀电位，在某种溶液中材料自腐蚀电位越正或越高表明其越难腐蚀，相反，材料就越易腐蚀。Mg66-Zn30-Y4，Mg64-Zn30-Y6和Mg62-Zn30-Y8非晶合金的开路电位分别为-0.25，-0.38和-0.37 V。Mg66-Zn30-Y4，Mg64-Zn30-Y6和Mg62-Zn30-Y8非晶合金的腐蚀电流密度分别为8×10-6，9.5×10-7和5×10-7 A/cm2。如图5所示，Mg66-Zn30-Y4非晶合金具有较高的耐蚀性倾向。随着电位向平衡腐蚀电位的移动，腐蚀电流密度逐渐减小，说明氢的析出速率减小。在电位到达平衡腐蚀电位后，曲线进入阳极区。在初始阶段，腐蚀电流密度随阳极势的增大而缓慢增加。对于Mg66-Zn30-Y4非晶合金，当电位从平衡腐蚀电位再升高约50 mV时，腐蚀电流密度迅速增加。说明在Mg66-Zn30-Y4非晶合金表面形成了一种保护氧化膜，以减缓衬底材料的继续腐蚀。一旦阳极势达到了膜的击穿电位，表面氧化膜断裂，合金衬底迅速腐蚀。对于Mg64-Zn30-Y6非晶合金，电位从平衡腐蚀电位再升高约180和380 mV，腐蚀电流密度增加。当电位增加时，有两次钝化膜的形成。对于Mg62-Zn30-Y8非晶合金，电位从平衡腐蚀电位再升高约130，22和380 mV的情况下，有3次钝化膜的形成。研究表明，表面氧化膜对Mg62-Zn30-Y8非晶合金的保护作用最为有效，Y对镁基非晶合金耐腐蚀性能有显著影响。

图4 Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金在模拟体液中的极化曲线

Fig.4 Polarization curves of Mg70-x-Zn30-Yx MGs in SBF solutions

图5 Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金在模拟体液中的开路电位曲线

Fig.5 Open-circuit potentials of Mg70-x-Zn30-Yx MGs

in SBF solutions

2.4 SEM观测

如图6（a）和（d）所示，在模拟体液中浸泡3 d后，Mg66-Zn30-Y4非晶合金样品表面磷灰石生成量明显增多，且主要以棒状和椭球状为主，密布于整个表面，从裂缝下方基体的腐蚀情况可知，其内部基体已开始腐蚀;如图6（b）和（e）所示，Mg64-Zn30-Y6非晶合金表面腐蚀面积较大，但外表面整体形貌仍相对完整，材料表面有杆和丝状腐蚀产物;如图6（c）和（f）所示，Mg62-Zn30-Y8非晶合金耐腐蚀性能最好，只有局部区域出现蚀坑，几乎没有基底腐蚀。根据样品表面形貌观察，随着Y含量的增加，合金表面腐蚀点有变小的趋势。这表明随着Y含量增加，合金在SBF溶液中的耐蚀性增强。

2.5 细胞毒性测试

具有良好生物相容性是生物材料的关键属性，试验对Mg-Zn-Y非晶合金的生物相容性进行细胞相容性测试。为了研究含有合金浸取液的培养液对细胞形态和细胞骨架发育的影响，本文采用合金浸取液培养基培养细胞，用F-actin染色法进行检测。从图7中可以观察到成骨细胞骨架状的微丝蛋白组

图6 Mg-Zn-Y非晶合金在模拟体液溶液中浸泡3 d的表面形貌的扫描电镜图像

Fig.6 SEM images of the surface of Mg-Zn-Y amorphous alloys immersed in the SBF for 3 days

图7 在10% Mg70-x-Zn30-Yx金属浸取液中培养1，2，3和4 d的成骨细胞荧光图像

Fig.7 Cytotoxicity of the hHOB cells cultured in the control of 10%Mg70-x-Zn30-Yx extraction medium for 1，2，3，and 4 days

织。将含有10%浸取液和标准培养液中的成骨细胞进行形态对照分析，可以观察出细胞形态和细胞相对密度几乎没有差别。大部分细胞都呈扁平状态，有多边形的结构和背侧的褶边，并且通过细胞的延伸与基底连接，表明它们的健康状态良好，以此证明了Mg-Zn-Y非晶态合金具有良好的生物相容性。

3 结 论

采用铜模注射铸造法和单辊甩带法制备出了条带Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金。Mg64-Zn30-Y6非晶合金的硬度和弹性模量最低，可以有效地避免应力屏蔽效应。Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金具有较低的腐蚀电位和腐蚀电流密度，随着腐蚀的进行在合金表面有钝化膜产生，阻碍进一步的腐蚀反应，在模拟体液中显示出良好的生物耐蚀性。此外，Mg62-Zn30-Y8非晶合金在体外MTT测试和细胞凋亡测试试验中，均表明材料具有良好的生物相容性。从上述结果来看，

Mg70-x-Zn30-Yx非晶合金，特别是Mg62-Zn30-Y8非晶合金，

具有良好的耐蚀性和良好的生物相容性，有望成为未来生物医学应用的潜在候选材料。

参考文献：

[1] HUANG J C，CHU J P，JANG J S C.Recent progress in metallic glasses in Taiwan[J].Intermetallics，2009，17（12）：973-987.

[2] WANG G，SHEN J，QIN Q H，et al.Investigation of deformation behavior of Zr-Ti-Ni-Cu-Be bulk metallic glass containing nanocrystals[J].Journal of Materials Science，2005，40（17）：4561-4569.

[3] HU X，NG S C，FENG Y P，et al.Glass forming ability and in-situ composite formation in Pd-based bulk metallic glasses[J].Acta Materialia，2003，51（2）：561-572.

[4] SINGH D，YADAV T P，TIWARI R S，et al.Phase formation in rapidly quenched Cu-based alloys[J].Journal of Materials Science，2009，44（14）：3883-3888.

[5] LU Z P，LIU C T，PORTER W D.Role of yttrium in glass formation of Fe-based bulk metallic glasses[J].Applied Physics Letters，2003，83（13）：2581-2583.

[6] INOUE A，MASUMOTO T.Production and properties of light-metal-based amorphous alloys[J].Materials Science and Engineering：A，1991，133：6-9.

[7] XU Y K，MA H，XU J，et al.Mg-based bulk metallic glass composites with plasticity and gigapascal strength[J].Acta Materialia，2005，53（6）：1857-1866.

[8] PARK E S，KYEONG J S，KIM D H.Enhanced glass forming ability and plasticity in Mg-based bulk metallic glasses[J].Materials Science and Engineering A，2007（S1）：449-451（12）：225-229.

[9] SONG G L.Control of biodegradation of biocompatable magnesium alloys[J].Corrosion Science，2007，49（4）：1696-1701.

[10] SONG G L，STJOHN D.The effect of zirconium grain refinement on the corrosion behaviour of magnesium-rare earth alloy MEZ[J].Journal of Light Metals，2002，2（1）：1-16.

[11] YAMAGUCHI M.Role of zinc in bone formation and bone resorption[J].Journal of Trace Elements in Experimental Medicine，1998，11（23）：119-135.

[12] ZHANG S X，ZHANG X N，ZHAO C L，et al.Research on an Mg-Zn alloy as a degradable biomaterial[J].Acta Biomaterialia，2010，6（2）：626-640.

[13] ZBERG B，UGGOWITZER P J，LFFLER J F.MgZnCa glasses without clinically observable hydrogen evolution for biodegradable implants.[J].Nature Materials，2009，8（11）：887-891.

[14] KIM S G，INOUE A，MASUMOTO T.High mechanical strengths of Mg-Ni-Y and Mg-Cu-Y amorphous alloys with significant super cooled liquid region[J].Mater Trans JIM，1990，31（11）：929-934.

[15] CHAN W Y，CHIAN K S，TAN M J.In vitro metal ion release and biocompatibility of amorphous Mg67Zn28Ca5 alloy with/without gelatin coating[J].Materials Science and Engineering：C，2013，33（8）：5019-5027.

[16] HUI X，DONG W，CHEN G L，et al.Formation，microstructure and properties of long-period order structure reinforced Mg-based bulk metallic glass composites[J].Acta Materialia，2007，55（3）：907-920.

[17] DANDLIKER R B，CONNER R D，JOHNSON W L.Melt infiltration casting of bulk metallic-glass matrix composites[J].Journal of Materials Research，1998，13（10）：2896-2901.

[18] WANG J F，SONG P F，GAO S，et al.Effects of Zn on the microstructure，mechanical properties，and damping capacity of Mg-Zn-Y-Zr alloys[J].Materials Science and Engineering A，2011，528（18）：5914-5920.

[19] HE W W，ZHANG E L，YANG K.Effect of Y on the bio-corrosion behavior of extruded Mg-Zn-Mn alloy in Hank's solution[J].Materials Science and Engineering C，2010，30（1）：167-174.

[20] LUO T J，YANG Y S，LI Y J，et al.Influence of rare earth Y on the corrosion behavior of as-cast AZ91 alloy[J].Electrochimica Acta，2009，54（26）：6433-6437.

[21] YAO H B，LI Y，WEE A T S，et al.Correlation between the corrosion behavior and corrosion films formed on the surfaces of Mg82-xNi18Ndx（x=0，5，15）[J].Applied Surface Science，2001，173（1-2）：54-61.

[22] YAO H B，LI Y，WEE A T S.Passivity behavior of melt-spun Mg-Y alloys[J].Electrochimica Acta，2003，48（28）：4197-4204.

[23] ROSALBINO F，ANGELINI E，DE NEGRI S，et al.Effect of erbium addition on the corrosion behaviour of Mg-Al alloys[J].Intermetallics，2005，13（1）：55-60.

[24] KRISHNAMURTHY S，KHOBAIB M，ROBERTSON E，et al.Corrosion behavior of rapidly solidified Mg-Nd and Mg-Y alloys[J].Materials Science and Engineering，1988，99（1）：507-511.

[25] GU X N，ZHENG Y F，CHENG Y，et al.In vitro corrosion and biocompatibility of binary magnesium alloys[J].Biomaterials，2009，30（4）：484-498.

[26] DONOVAN P E.A yield criterion for Pd40Ni40P20 metallic glass[J].Acta Metallurgica，1989，37（2）：445-456.

[27] LIU C T，HEATHERLY L，HORTON J A，et al.Test environments and mechanical properties of Zr-base bulk amorphous alloys[J].Metallurgical and Materials Transactions A，1998，29（7）：1811-1820.

[28] SHADANBAZ S，DIAS G J.Calcium phosphate coatings on magnesium alloys for biomedical applications：a review[J].Acta biomaterialia，2012，8（1）：20-30.

[29] TERJESEN T，APALSET K.The influence of different degrees of stiffness of fixation plates on experimental bone healing[J].Journal of Orthopaedic Research，1988，6（2）：293-299.

[30] TERJESEN T.Bone healing after metal plate fixation and external fixation of the osteotomized rabbit tibia[J].Acta Orthopaedica Scandinavica，1984，55（1）：69-77.

[31] WANG K.The use of titanium for medical applications in the USA[J].Materials Science and Engineering：A，1996：213（1/2）：134-137.

[32] KARACHALIOS T，TSATSARONIS C，EFRAIMIS G，et al.The long-term clinical relevance of calcar atrophy caused by stress shielding in total hip arthroplasty：a 10-year，prospective，randomized study[J].Journal of Arthroplasty，2004，19（4）：469-475.