CN102548589A - 生物可降解植入物及其制备方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种含镁的生物可降解植入物，该镁含有作为杂质的：锰(Mn)、以及选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种；该镁以100重量份计算，则该杂质的量为1重量份以下但超过0，且0＜(选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种)/锰(Mn)≤5，且本发明涉及该生物可降解植入物的制备方法。

Description

生物可降解植入物及其制备方法
技术领域
本发明涉及一种生物可降解植入物及其制备方法。更具体地，本发明涉及一种生物可降解植入物，其生物降解速率易于控制，强度及与骨组织的界面粘合力高，从而提高了骨形成的速率，同时增强了耐腐蚀性和机械性能；并且本发明涉及一种该生物可降解植入物的制备方法。
背景技术
以医学治疗为目的所使用的植入物的典型材料包括金属、陶瓷和高聚物等。在这些材料中，金属植入物具有优越的机械性能和加工性。然而，金属植入物具有应力遮蔽(stress shielding)、影像退化(image degradation)和植入物移位(implant migration)等缺点。而陶瓷植入物与其它植入物相比具有相对优越的生物相容性。然而，陶瓷植入物因外力冲击易于破损，且加工困难。高聚物植入物与其它植入物材料相比具有强度相对较弱的缺点。
近来，业内正在开发多孔植入物，这种多孔植入物在植入人体后可加速骨组织的形成，且可减小杨氏模量(Young’s modulus)以防止应力遮蔽现象。然而，这些多孔植入物的机械强度低，因此具有对抗外力冲击弱的缺点。同样，还对生物可降解植入物进行了研究与开发，该生物可降解植入物经人体手术并达到期望目的后无需将其去除的手术过程。自二十世纪六十年代中叶就已经开始了关于使用这样的生物可降解材料的医学应用的研究，这些研究以诸如聚乳酸(polylactic acids，PLA)、聚乙醇酸(polyglycolic acid，PGA)或其共聚物(copolymer)(包括聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA))等高聚物为主。然而，生物可降解高聚物因其机械强度低、分解后产生酸且难以控制其生物降解速率，而在应用上受到限制。特别是，因为高聚物具有机械强度低的特性，生物可降解高聚物难以应用于必须耐受强负荷的整形外科领域或牙科领域的植入物中。因此，业内正在对几种生物可降解材料进行研究，以克服生物可降解高聚物存在的上述问题。该生物可降解材料的典型实例包括陶瓷(如磷酸三钙(tri-calciumphosphate，TCP))、生物可降解高聚物与生物可降解羟基磷灰石(hydroxyapatite，HA)的复合材料等。
然而，这些材料的机械性能并不比生物可降解高聚物高许多。特别是，陶瓷材料较差的抗冲击性被认为是作为生物材料的致命缺点。而且，由于很难控制这些材料的生物降解速率，因此在效果上也存有疑问。
同时，生物可降解植入物应当具有高强度，因为当其在人体内使用时具有承受负荷的作用。为了实现高强度，要求对生物可降解植入物进行额外的处理，包括快速冷却、挤压和热处理等，以便微细化植入物的结构并且能够控制内部残余应力。同样，应对生物可降解植入物所使用的金属合金的组成进行恰当地设计，即改变金属合金的组成。在此，合金组成的变化通常通过调整添加元素的量来实现。包含在合金中的添加元素的量越大，则植入物的机械强度越高。
然而，当添加元素的量增大时，增加了构成植入物的金属组成的不均匀性及其微细结构的不均匀性，因而成为容易形成电流电路(Galvanic circuit)的条件，该直流电路会增加腐蚀速率，从而增加植入物的腐蚀速率。因此，难以将具有高强度和低生物降解速率的合金材料应用于植入物中。
发明内容
技术问题
为了解决前述现有技术中的问题，本发明的目的是提供一种生物降解速率可受到控制的生物可降解植入物。
本发明的另一目的是提供以下一种生物可降解植入物：可解决现有多孔植入物机械强度低和抗冲击性差的问题。
本发明的又一目的是提供一种生物可降解植入物，该生物可降解植入物的耐腐蚀性和机械性能同时得到改善。
本发明的又一目的是提供以下一种生物可降解植入物：提高骨形成的速率，且手术后随着经过预定时间，填充孔隙的生物可降解金属材料消失并被骨置换。
技术方案
为了实现上述目的，本发明的一个方面提供了一种生物可降解植入物，该生物可降解植入物包括镁，该镁含有作为杂质的锰(Mn)；以及选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种；该镁以100重量份计算，则该杂质含量为1重量份以下但超过0，且0＜(选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种)/锰(Mn)≤5。
另外，本发明的另一方面提供了一种制备生物可降解植入物的方法，该方法包括：a)提供镁，该镁含有作为杂质的锰(Mn)；以及选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种；该镁以100重量份计算，则该杂质的含量为1重量份以下但超过0，且0＜(选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种)/锰(Mn)≤1；以及b)使该镁成形。
此外，本发明的又一方面提供了一种生物可降解植入物，该生物可降解植入物包括以下化学式1所表示的镁合金，该镁合金包括占其总重量的23重量％以下但超过0的Ca、10重量％以下但超过0的X及占其余部分的Mg：
<化学式1>
Mg-Ca-X
该化学式1中，所述X是Mn或Zn。
此外，本发明的又一方面提供了一种制备生物可降解植入物的方法，该方法包括：i)提供镁合金；以及ii)使该镁合金成形。
另外，本发明的另一方面提供了一种制备生物可降解植入物的方法，该方法包括将超声波施用于含镁的生物可降解植入物。
此外，本发明的又一方面提供了一种生物可降解植入物，该生物可降解植入物包括占其总重量的1重量％以下但超过0的锰、以及占剩余部分的含镁金属。
另外，本发明的又一方面提供了一种生物可降解植入物，该生物可降解植入物包括占其总重量的90重量％以下但超过0的氧化镁(MgO)、以及占剩余部分的含镁金属。
有益效果
根据本发明的生物可降解植入物，由于其生物降解速率控制得非常低，从而具有可在生物体内长期存在的优点。
此外，根据本发明的生物可降解植入物包含多孔结构的情况，可穿过孔隙形成血管(blood vessel)，从而提高骨形成的速率，从而减小杨氏模量，以降低应力遮蔽现象。
此外，根据本发明的生物可降解植入物可具有增强的机械强度和抗冲击性。
此外，根据本发明的生物可降解植入物具有耐腐蚀性和机械性能同时得到改善的优点。
因而，本发明的植入物适合用于骨置换或骨治疗等，且可用于矫形外科、牙科、整形外科或血管等。
附图说明
图1是实施例1、比较例1及比较例2的氢析出量与浸没时间关系的曲线图；
图2是对实施例3、实施例3及比较例4的生物可降解植入物挤压前的机械强度评价结果的曲线图；
图3是对实施例3、实施例3及比较例4的生物可降解植入物挤压后的机械强度评价结果的曲线图；
图4是实施例3、实施例3及比较例3的氢析出量与浸没时间关系的曲线图；
图5是实施例3至实施例6的氢析出量与浸没时间关系的曲线图；
图6是实施例7至实施例11及比较例3和比较例5的氢析出量与浸没时间关系的曲线图；
图7是氢析出量与Zn含量关系的曲线图；
图8是在仿生溶液中浸没61小时后，实施例7的植入物样品表面的电子显微镜照片；
图9是用能谱仪(EDS)分析图8中所示实施例7的植入物样品表面的照片；
图10是去除出现在图8及图9中所示实施例7的植入物样品上的腐蚀物后的照片；
图11是在仿生溶液中浸没61小时后，实施例7的植入物样品的截面图；
图12是对图11照片的放大；
图13是用WDS(制造公司：JEOL，产品名：JXA-8500F)拍摄的在仿生溶液中浸没61小时后的实施例7的植入物样品的照片；
图14是在仿生溶液中浸没61小时后，实施例8的植入物样品的截面图；
图15是用波谱仪(WDS)(制造公司：JEOL，产品名：JXA-8500F)拍摄的在仿生溶液中浸没61小时后的实施例8的植入物样品的照片；
图16是实施例8的两个植入物样品(其中一个经超声波处理、另一个未经超声波处理)浸没在仿生溶液中时，氢析出速率与浸没时间关系的曲线图；
图17是将经超声波处理的实施例8的植入物样品浸没于仿生溶液中时，氢析出量与浸没时间关系的曲线图；
图18是实施例12至实施例13的氢析出量与浸没时间关系的曲线图；
图18是实施例14在挤压前的晶粒大小的照片；
图19是实施例14在挤压前后，氢析出量与浸没时间关系的曲线图；
图20是将比较例4植入大鼠(rat)体内时，其体内产生氢气浮肿(swelling)现象的照片。
具体实施方式
在下文中将对本发明进行详细说明。
I.含有杂质的生物可降解植入物
本发明的生物可降解植入物包括镁(Mg)，所述镁含有作为杂质的：锰(Mn)、以及选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种；且若镁以100重量份计算，则杂质的量为1重量份以下但超过0，且0＜(选自于由Fe、Ni及Fe与Ni的混合物组成的组中的一种)/Mn≤5。
优选地，所述0＜(选自于由Fe、Ni及Fe与Ni的混合物组成的组中的一种)/Mn≤0.5。若所述(选自于由Fe、Ni及Fe与Ni的混合物组成的组中的一种)/Mn满足上述范围，则可将生物体内降解速率控制到非常低，从而增大耐腐蚀性。因而，植入物可在体内存在较长的时间段。
当所述杂质含有Ni和Mn时，Ni会在人体内引起过敏反应并增加纯Mg的腐蚀速率。因此，镍含量更优选地为100ppm(百万分率)以下，最优选地为50ppm以下。
优选地，所述镁进一步包括作为杂质的铝(Al)。
本发明的生物可降解植入物也可以是将含有上述杂质的镁填充在多孔结构的孔隙中而得到。
所述多孔结构孔隙的大小优选为200μm至500μm，且可视应用的领域而使用业内通常使用的方法对所述孔隙大小进行调节。若所述孔隙大小满足上述范围，则负责供应营养物、矿物质和离子的血管容易穿过这些孔隙。
优选地，所述多孔结构的孔隙率为5％至95％。其中，孔隙率表示在总体积中孔隙所占的体积比。在应用所述孔隙率的对象需要强度高的情况下，可减小孔隙率，以便增大多孔结构的强度。例如，在多孔结构由具有高强度的钽等金属制成或者仅是用于填充丢失骨的空洞(cavity)的情况下，高孔隙率也没有问题。
所述多孔结构可以为由金属、陶瓷和高聚物组成的组中的一种或多种。在所述多孔结构由金属制成的情况下，所述金属优选使用由钛或钛合金、钴-铬合金和不锈钢组成的组中的一种或多种。在所述多孔结构由陶瓷制成的情况下，优选使用由磷酸钙、氧化铝、氧化锆和氧化镁组成的组中的一种或多种。在所述多孔结构由高聚物制成的情况下，优选使用由聚乙烯、聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)及其共聚物(包括聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA))组成的组中的一种或多种。其中，在多孔结构为上述高聚物的情况下，可在生物体内降解产生酸，从而出现pH下降的现象。此时，在孔隙由镁填充的高聚物复合材料的情况下，镁分解时会升高pH，因而控制高聚物和镁的分解速率，可预期具有在生物体内任意调节pH的额外作用。
上述根据本发明的生物可降解植入物可用于矫形术、牙齿保健、整形外科手术或血管。具体地，上述植入物可用于脊柱的椎间间隔物(interbody spacer)、骨填充物(bone filler)、骨板(bone plate)、骨针(bone pin)、接骨螺钉(bonescrew)、支架(scaffold)、血管内支架(Stent)和人造牙根等。
II.制备含有杂质的生物可降解植入物的方法
下文是对制备本发明生物可降解植入物方法的说明。
根据本发明，制备生物可降解植入物的方法包括以下步骤：
a)提供镁，其含有作为杂质的：Mn、以及选自于由Fe、Ni及Fe与Ni的混合物组成的组中的一种；
若镁以100重量份计算，则所述杂质的量为1重量份以下但超过0，且0＜(选自于由Fe、Ni及Fe与Ni的混合物组成的组中的一种)/Mn≤5；以及
b)使镁成形。
在所述步骤a)中，所述镁优选以熔融形式提供。具体而言，所述步骤a)为通过在不与镁反应的惰性气体环境(例如氩气(Ar))或在真空环境中熔融所述镁，以提供镁。此外，所述步骤a)可采用多种方法熔融镁，包括通过将电施加至电阻器以产生热的电阻加热法、使电流在感应线圈中流动的感应加热法、或基于激光或聚焦光的方法。在上述熔融方法中，电阻加热法最为经济。优选地，搅拌熔融的合金(即熔融物)，以便在镁熔融时将杂质混合均匀。
根据本发明的另一实施例，在通过用所述镁合金填充多孔结构的孔隙获得生物可降解植入物的情况下，所述步骤a)还可包括以下步骤：a-1)制备多孔结构；以及a-2)使用所述镁合金填充多孔结构的孔隙。
在所述步骤a-1)中，多孔结构可为由金属、陶瓷和高聚物组成的组中的一种。
下文针对只使用金属制备所述多孔结构的情况，对步骤a-1)进行描述。
首先，以制备粉末或金属丝(wire)形式的金属。将所述金属粉末或金属丝制成预制件(Green preform)。可使用烧结方法或改进的烧结方法制备所述预制件。
采用所述烧结方法制备预制件的方法如下：首先，将金属粉末或金属丝放在容器中，或者用100Mpa(兆帕)以下的适当力进行压制使其具有弱强度，然后将具有弱强度的金属保持在所述金属熔点的2/10至9/10的温度下，分别使粉末或金属丝粘结，从而制备具有机械强度的预制件。
此外，采用改进的烧结方法的制备方法如下：首先，将金属粉末或金属丝放在导电容器(例如石墨容器)中，随后给导电容器施加高电流，以在金属粉末或金属丝的接触部分上瞬间产生热，从而制成烧结体来制备预制件。
下文针对使用金属和高聚物来制备多孔结构的情况，对步骤a-1)进行描述。
首先，制备粉末或金属丝形式的金属。随后，将金属粉末或金属丝与高聚物混合，在升温期间，高聚物在低温下分解消失，并在高温下烧结金属粉末或金属丝，从而制备具有适当机械强度的预制件。此时，烧结体的孔隙率和强度由烧结温度、压力、混合物中高聚物与金属的比率等决定，可视需要选择恰当的条件。烧结温度可视用来制备多孔结构的材料类型而不同，且通常优选设定在多孔结构熔点的约1/2至9/10的水平。尽管在不存在压力的情况下也可发生烧结，但施压的压力越大烧结进行越快。然而，压力越大，则需要额外的成本，包括装置成本和模具成本，因而应选择适当的压力。
除上述方法以外，下文还针对使用金属和高聚物来制备所述多孔结构的情况，对所述步骤a-1)进行描述。
首先，用贵金属(例如金、铂和钯(Pd))电镀高聚物的表面。随后，除去高聚物，从而制备具有较佳生物相容性的金属多孔结构。
下文针对使用水溶性盐和金属来制备所述多孔结构的情况，对步骤a-1)进行描述。
首先，将水溶性盐与金属粉末混合，随后在高温下成形，从而制备预制件。其中，所述水溶性盐优选为由NaNO2、KNO2、NaNO3、NaCl、CuCl、KNO3、KCl、LiCl、KNO3、PbCl2、MgCl2、CaCl2和BaCl3组成的组中的一种或多种。
随后，在金属粉末熔点的2/10至9/10的温度下压制所述预制件。在压制期间，金属粉末通过原子迁移相互粘结形成一种结构，并形成内部包含水溶性盐的复合材料。将所述复合材料浸没于水中时，仅水溶性盐可溶解，从而制备具有孔隙的金属多孔结构。进一步地，可通过完全熔融金属材料，随后注入能够产生气体的发泡剂来制备金属多孔结构。
下文针对使用高聚物和含有金属离子的电解液来制备所述多孔结构的情况，对所述步骤a-1)进行描述。
首先，使用含有金属离子的电解液给多孔高聚物的表面镀上金属。此情况下，使用的金属离子不受特别限制，但可为由钛(Ti)、钴(Co)、铬(Cr)和锆(Zr)组成的组中的一种或多种。随后，升高温度以除去高聚物，从而制备金属多孔结构。
下文针对使用陶瓷制备所述多孔结构的情况，对步骤a-2)进行描述。
首先，混合精细陶瓷颗粒与粘结剂聚合物(高聚物)。将所述混合物涂敷于发泡剂(例如聚氨酯)制成的可除去的主体结构的表面，随后进行干燥，以制备多孔结构。然后，当升高温度时，高聚物在接近粘结剂高聚物燃烧温度的温度下燃烧，从而除去高聚物。当温度进一步升高时，剩余的陶瓷颗粒相互烧结，从而可制备具有机械强度的多孔结构。
其中，所述精细陶瓷颗粒优选地为由羟基磷灰石(HA)、氧化锆和氧化铝组成的组中的一种或多种。
所述步骤a-1)可以是上述多孔结构制备方法的改进或组合，或者可以是以下方法：通过将制备方法应用于非均质材料的一部分上，从而形成内部和外部具有不同孔隙率的多孔结构。后一种方法能制备以下多孔结构：内部孔隙少或没有，密度高；外部孔隙率高，这样不同位置的孔隙率不同。该方法可用于制备表面促成高的骨形成速率、且整体可耐受高外部应力的植入物。此外，如上文多孔结构的制备方法仅是制备多孔结构的多种方法中的示例，本发明范围并不受制备多孔结构方法的变化形式的限制。
所述步骤a-2)可采用由下列方法组成的组中的一种：将所述多孔结构浸没在熔融的镁溶液中的方法；熔融的镁溶液流入固定的所述多孔结构，以填充孔隙的方法；以及在上述两种方法中从外部施加1atm(标准大气压)以上的压力，使熔融的镁更容易填充到多孔结构的孔隙中的方法。此时，为了防止熔融的镁在填充孔隙期间发生固化，可对多孔结构进行加热或者去除多种表面污染物，以使熔融的镁容易填充到孔隙中。
再者，所述步骤a-2)可如下：具体而言，首先使镁在高温、优选700℃以上的温度下汽化，以使镁蒸汽穿过多孔结构的孔隙并沉积于孔隙的表面，从而使多孔结构的孔隙填充有镁。
同样，所述步骤a-2)可如下：具体而言，将含镁的盐溶解在液体中，然后使多孔结构通过该液体，从而将镁吸附于多孔结构孔隙的表面。
除上述填充方法以外，作为另一改进的例子，可仅使多孔结构的一部分孔隙填充有镁合金，而非使多孔结构的全部孔隙都填充有镁合金。即，将熔融的镁填充到多孔结构中后，在镁完全固化之前将高压气体吹入多孔结构、或者旋转或搅动多孔结构，则未固化的镁从多孔结构中除去而仅有部分镁留在孔隙中，从而获得其中部分孔隙浸渍有镁的复合材料。这种情况下，可通过控制使多孔结构孔隙的不同位置镁的填充率不同。
作为又一种改进的例子，通过控制使镁仅涂敷于多孔结构主体的表面而预定部分的孔隙仍保持未填充状态，这样可预期具有以下额外作用：通过镁更容易使骨形成，同时在植入物内保留有空间，在其中容易形成植入物内部骨形成所需的微细血管。
在高聚物的熔点低于镁的情况下，首先制备多孔结构且随后用熔融的镁填充孔隙时，高聚物的多孔结构不能保持其形状。因而，优选含有高聚物和镁的生物可降解植入物可通过将镁粉末与高聚物在体积比为5∶95至95∶5的范围内混合，然后升高温度至150℃至500℃，并在1atm至100atm的压力范围内进行制备。上述条件对于高聚物-Mg生物可降解植入物的制备是优选的，但在上述条件之外的条件下，也可形成高聚物-Mg生物可降解植入物。因而，通过改变制备条件来制备高聚物-Mg生物可降解植入物将侵害本发明的保护范围。
如上所述金属、陶瓷和高聚物多孔结构的制备方法、用镁合金填充多孔结构孔隙的方法和填充镁的高聚物生物可降解植入物的制备方法仅是对本发明的示例性说明，本发明的范围不受其限制。
在制备本发明生物可降解植入物的方法中，步骤b)可以通过由冷却、挤压和金属加工组成的组中的一种或多种方法使所述熔融的、用于控制生物降解速率的镁合金成形。
所述冷却方法可用来提高镁合金的机械强度。具体而言，当在步骤a)中熔融镁时，可利用将含有熔融镁的坩埚浸没在水中的方法。此外，所述熔融的镁也可通过喷射惰性气体(例如氩气)来冷却。采用所述喷射的冷却方法将以非常高的速度冷却，从而可得到极其精细的构架。然而，在铸造小尺寸镁的情况下，应注意其内部会形成多个孔隙(黑色部分)。
所述挤压方法可用来获得均一的镁构架，并提高其机械性能。优选地，所述挤压方法在300℃至450℃下进行。进一步，所述镁的挤压可以以横截面积在挤压前后的缩小比(挤压比)10∶1至30∶1来进行。挤压比越高，挤压材料的精细构架越均匀，并且可容易地除去由于铸造产生的缺陷，但在这种情况下，优选增大挤压装置的容量。
所述金属加工方法不受特别限制，只要是本领域中公知的金属加工方法即可。例如：将熔融的镁倒在形状加工为接近最终产品的模具中而进行直接铸造的方法；或者制备成中间材料(例如棒状或板状)，然后对其进行车削或铣削的方法；在较高压力下锻造镁合金，从而制备最终产品的方法等。
III.由Mg-Ca-X所表示的生物可降解植入物
本发明生物可降解植入物包括由以下化学式1表示的镁合金，该镁合金包括占其总重量的23重量％以下但超过0的Ca、10重量％以下但超过0的X及占剩余部分的Mg：
<化学式1>
Mg-Ca-X
所述化学式1中，X是Mn或Zn。
当所述镁合金满足上述范围时，可提供一种机械性能和耐腐蚀性同时得到改善、且不会出现脆性断裂的生物可降解植入物。
此外，所述镁合金优选包括：占其总重量23重量％以下但超过0的所述Ca、0.1重量％以上5重量％以下的X及占剩余部分的Mg；更为优选地包括：23重量％以下但超过0的Ca、0.1重量％以上3重量％以下的X及占剩余部分的Mg。这是因为，当实现相同的腐蚀速率时，杂质量较低的情况是有利的，以避免杂质引起副作用。
本发明的生物可降解植入物可通过由所述化学式1表示的镁合金填充多孔结构孔隙而获得，所述镁合金包括占其总重量的23重量％以下但超过0的Ca、10重量％以下但超过0的X及占剩余部分的Mg。
所述多孔结构孔隙的大小优选为200μm至500μm。可视应用领域而采用本领域的典型方法对孔隙大小进行调节。当所述孔隙大小满足上述范围时，负责供应营养物、矿物质和离子的血管容易穿过孔隙。
优选地，所述多孔结构的孔隙率为5％至95％。其中，孔隙率是在总体积中孔隙所占的体积比。在应用所述孔隙率的对象需强度高的情况下，可减小孔隙率，以便增大多孔结构的强度。例如，在多孔结构是具有高强度的钽等金属或者仅是用于填充丢失骨的空洞的情况下，提高孔隙率也没有问题。
优选地，所述多孔结构可由金属、陶瓷和高聚物组成的组中的一种或多种构成。优选地，所述金属为由钛或钛合金、钴-铬合金和不锈钢组成的组中的一种或多种。优选地，所述陶瓷为由磷酸钙、氧化铝、氧化锆和氧化镁组成的组中的一种或多种。优选地，所述高聚物为由聚乙烯、聚乳酸、聚乙醇酸及其共聚物(包括PLGA)组成的组中的一种或多种。其中，在所述多孔结构由上述高聚物制成的情况下，将产生可在生物体内降解的酸，从而出现pH下降的现象。此时，在孔隙填充有镁合金的高聚物复合材料的情况下，镁分解时会升高pH，从而通过控制高聚物和镁的分解速率，可预期具有在生物体内任意调节pH的额外作用。
上述根据本发明的生物可降解植入物可用于矫形术、牙齿保健、整形外科手术或血管。具体地，所述植入物可用于脊柱的椎间间隔物、骨填充物、骨板、骨针、接骨螺钉、支架和人造牙根等。
IV.制备由Mg-Ca-X表示的生物可降解植入物的方法
下文是关于制备本发明生物可降解植入物的方法的描述。
本发明生物可降解植入物通过以下步骤来制备：D)提供由下面化学式1所表示的镁合金，所述镁合金包括占其总重量23重量％以下但超过0的Ca、10重量％以下但超过0的X和67重量％以上不到100重量％的Mg；以及D)使所述镁合金成形。
<化学式1>
Mg-Ca-X
所述化学式1中，X是Mn或Zn。
关于所述镁合金的描述同上，因而在此省略。
所述步骤i)优选提供熔融状态的镁合金。对所述步骤i)的描述与所述步骤a)相同，因而在此省略。
根据本发明的另一实施例，通过上述镁合金填充多孔结构的孔隙而制备生物可降解植入物的情况下，所述步骤i)还可包括以下步骤：i-1)制备多孔结构和i-2)用所述镁合金填充所述多孔结构的孔隙。
对所述步骤i-1)和i-2)的描述与所述步骤a-1)和a-2)相同，因而在此省略。
在制备本发明生物可降解植入物的方法中，所述步骤ii)可通过由冷却、挤压和金属加工组成的组中的一种或多种方法成形所述熔融的、用于控制生物降解速率的镁合金。
对所述步骤ii)的描述与所述步骤b)相同，因而在此省略。
V.使用超声波制备生物可降解植入物的方法
本发明提供了一种制备生物可降解植入物的方法，该方法包括将超声波施用于含镁的生物可降解植入物。当将超声波施用于含镁的生物可降解植入物时，会增大生物体内的腐蚀速率，从而具有使植入物在较短时间内消失的优点。
所述含镁的生物可降解植入物可为多孔结构，并且可含有作为杂质的：Mn、以及选自于由Fe、Ni及Fe与Ni的混合物组成的组中的一种；且所述杂质在100重量份的所述镁中占1重量份以下但超过0，且0＜(选自于由Fe、Ni及Fe与Ni的混合物组成的组中的一种)/Mn≤1。同样，生物可降解植入物可包含由下文化学式1表示的镁合金，该镁合金包括：占其总重量23重量％以下但超过0的Ca、10重量％以下但超过0的X和67重量％以上不到100重量％的Mg。
<化学式1>
Mg-Ca-X
在所述化学式1中，X是Mn或Zn。
因为将生物降解速率控制得极低，本发明生物可降解植入物具有在生物体内可长期存在的优点。另外，在本发明生物可降解植入物包括多孔结构的情况下，形成穿过孔隙的血管(blood vessel)，从而提高骨形成的速率而减小杨氏模量，从而降低应力遮蔽现象。此外，本发明生物可降解植入物可具有增强的机械强度和抗冲击性。此外，本发明生物可降解植入物具有耐腐蚀性和机械性能同时得到改善的优点。因而，本发明植入物适合用于骨置换(bone replacement)或骨治疗，且可用于矫形术、牙齿保健、整形外科手术或血管。
VI.具有受控锰含量的生物可降解植入物
本发明生物可降解植入物包括占其总重量的：10重量％以下但超过0的锰、1重量％以下但超过0的铁和99重量％至不到100重量％的含镁金属。此时，所述锰含量优选设定在0.3重量％至0.6重量％。
本发明的生物可降解植入物进一步包含作为杂质的铁。
本发明的生物可降解植入物包含上述含量的锰，其与含镁金属中包含的铁相结合，从而降低电势差，以减少电偶腐蚀。此外，含镁金属中包含的铁用锰囊封，以便阻断镁与铁之间的接触，从而防止或减少腐蚀。
这里，含镁金属可为纯镁、含有微量杂质的镁、或镁合金。该杂质X可选自于由锆(Zr)、钼(Mo)、铌(Nb)、钽(Ta)、钛(Ti)、锶(Sr)、铬(Cr)、锰(Mn)、锌(Zn)、硅(Si)、磷(P)和镍(Ni)组成的组中。
VII.含氧化镁的生物可降解植入物
本发明的生物可降解植入物包括占其总重量的90重量％以下但超过0的氧化镁(MgO)和10重量％以上不到100重量％的含镁金属。
当本发明的生物可降解植入物中含有上述量的氧化镁时，所述生物可降解植入物的腐蚀性能得到控制，从而防止由于在生物体内植入生物可降解植入物所产生的氢引起的浮肿(swelling)。
本发明的生物可降解植入物中氧化镁的量越高，越能减少含镁金属的腐蚀。然而，最为优选地，包含在上述范围内的氧化镁。
其中，含镁金属可以是纯镁、含有微量杂质的镁、或镁合金。该杂质X可选自于由锆(Zr)、钼(Mo)、铌(Nb)、钽(Ta)、钛(Ti)、锶(Sr)、铬(Cr)、锰(Mn)、锌(Zn)、硅(Si)、磷(P)和镍(Ni)组成的组中。
D.通过挤压获得的具有受控腐蚀性能的生物可降解植入物
借助挤压本发明的生物可降解植入物，可预防由材料内部的粗晶粒引起的优先结晶学点状腐蚀(PCP，Preferred Crystallographic Pitting Corrosion)。具体地，当晶粒较粗时，晶粒间发生腐蚀的概率高。通过挤压减小晶粒的尺寸，从而减小晶粒间的间隙，由此可防止这种腐蚀。
此时，在挤压前后横截面积的缩小比(挤压比)不受特别限制，只要其为2∶1以上即可，但优选大于25∶1或20∶1。
本发明的实施方式
以下，通过实施例对包含镁或镁合金(用于控制生物降解速率)的生物可降解植入物的制备进行更详细的说明。但以下实施例仅是为了对本发明的示例性说明，并不限定本发明的保护范围。
实施例1、实施例2和比较例1：制备含镁合金(用于控制生物降解速率)的 生物可降解植入物，该镁合金在100重量份的镁中包括的杂质总量为1重量份以 下但超过0，该杂质包含Mn、Fe和Ni，且0＜(Fe+Ni)/Mn≤5。
按下表1中显示的量，将铁、镍、铝、锰和镁装入内径50毫米、由不锈钢(SUS410)制成的坩埚中。随后，一边使氩气环绕流过坩埚周围以使坩埚内的铁、镍、锰、铝和镁不与空气接触，一边使用电阻加热炉使坩埚的温度升高至约700℃至750℃范围，以熔融铁、镍、铝、锰和镁。晃动坩埚，以使熔融的铁、镍、铝、锰和镁搅拌均匀。将完全熔融的镁合金冷却，从而制备固态的镁合金。而且冷却时，将坩埚浸没在水中使熔融的镁合金快速冷却，以提高镁的机械强度。
在400℃的温度、挤压前后横截面积的缩小比(挤压比)设定在15∶1的条件下，挤压所述固态的镁合金。
表1
试验例1：评价含镁合金的生物可降解植入物的腐蚀速率
将实施例1和实施例2以及比较例1的生物可降解植入物浸没在具有下表2组成物的溶液中，并根据氢析出量(evolution amount)与浸没时间的关系来评价腐蚀速率。结果示于图1中。
表2
  摩尔浓度[mM/L]   质量[g]
  CaCI22H2O   1.26   0.185
  KCl   5.37   0.400
  KH2PO4   0.44   0.060
  MgSO4·7H2O   0.81   0.200
  NaCl   136.89   8.000
  Na2HPO42H2O   0.34   0.060
  NaHCO3   4.17   0.350
  D-葡萄糖   5.55   1.000
参照图1，在实施例1中，50小时后开始出现氢，而在实施例2中，从最初浸没到200小时后几乎没有产生氢，因而可知实施例2几乎没有发生植入物的腐蚀。然而，在比较例1中，从最初浸没便产生氢。因此，可知0＜(Fe+Ni)/Mn≤5以下的实施例1和实施例2中的生物可降解植入物的生物降解速率慢于(Fe+Ni)/Mn＞5的比较例1。
实施例3至实施例11和比较例2至比较例5：生物可降解植入物的制备
按下表3中显示的量，将镁、钙、锰和锌装入内径50毫米、由不锈钢(SUS410)制成的坩埚中。随后，一边使氩气环绕流过坩埚周围以使坩埚内的镁、钙、锰和锌不与空气接触，一边使用电阻加热炉使坩埚的温度升高至约700℃至750℃的范围，以熔融镁、钙和锰。晃动坩埚，以使熔融的镁、钙和锰搅拌均匀。将完全熔融的镁合金冷却，从而制备固态的镁合金。而且在冷却时，将坩埚浸没在水中快速冷却熔融的镁合金，以提高镁的机械强度。
在400℃的温度、挤压前后横截面积的缩小比(挤压比)设置在15∶1的条件下，挤压所述固态的镁合金。
表3
Figure BDA0000115594730000171
Mg：纯度99.98％的Mg，MP21-31-31(产品名，制造公司：TIMMINCO公司)
试验例1：评价使用镁合金的生物可降解植入物的机械强度
图2是评价挤压前生物可降解植入物的机械强度的结果，图3是评价挤压后生物可降解植入物的机械强度的结果。
参照图2和图3，挤压前，实施例3的屈服强度为180Mpa(兆帕)，稍低于比较例3的220Mpa；而挤压后，实施例3的屈服强度为280Mpa，稍低于比较例3的320Mpa。然而，由于280Mpa是一个足以适用于经受负荷的植入物产品的值，因此可将相应的植入物合理地用于产品。另外，挤压前延伸率不到7％至10％，而挤压后延伸率升高到12％至16％。这意味着，挤压后生物可降解植入物在耐受较强外力冲击方面具有优越性能。
挤压前，实施例4的强度为170Mpa，低于220Mpa，但在挤压后保持在320Mpa，与比较例3的强度相等。延伸率也由挤压前的12％升高到挤压后的17％，从而其机械性能等于或优于比较例3。
这里，所述屈服强度是指在每个图中的梯度发生变化的时间点处的强度。
试验例2：评价使用镁合金的生物可降解植入物的腐蚀速率
将实施例3至实施例11和比较例3至比较例6的生物可降解植入物浸没在具有表2中所示组成物的仿生溶液中，并根据氢析出量与浸没时间的关系来评价腐蚀速率。这是由于，植入物的腐蚀速率通常由仿生溶液中的氢析出量决定，因为镁在发生生物降解后产生氢。
图4是实施例3和实施例4与比较例3中氢析出量与浸没时间关系的曲线图。图5是实施例4至实施例6中挤压前氢析出量与浸没时间关系的曲线图。图6是实施例7至实施例11和比较例2与比较例4中挤压前氢析出量与浸没时间关系的曲线图。图7是氢析出量与锌含量关系的曲线图。
参照图4，比较例3在5小时后开始出现快速分解，但实施例3在17小时后才开始出现快速分解。此外，实施例4在浸没30天后也未发生明显腐蚀。因而，本发明的生物可降解植入物与比较例3相比呈现出优越的耐腐蚀性。
参照图5和图6，可知腐蚀速率与Zn含量关系，可知腐蚀速率随锌含量的增加而呈比例性升高。
参照图7，表示当氢析出量为0.5ml/cm2时腐蚀速率与Zn含量的关系。在腐蚀速率方面，本发明合金中Zn含量的最佳组成为0.1％至5％，但优选0.1％至3％。原因在于，虽然存在腐蚀速率相同的区间，但考虑到Zn对人体可能的副作用，而假设在实现相同腐蚀速率的情况下，最好使用低Zn含量。
在x轴上，0.5表示实施例7，0.76表示实施例8，1.63表示实施例9，3表示实施例10，且4.12表示实施例11。
图8是在仿生溶液中浸没61小时后，实施例7的植入物样品表面的电子显微镜照片，图9是用能谱仪(EDS)分析图8所示实施例7的植入物样品表面的照片。
图10是去除出现在图8所示实施例7的植入物样品上的腐蚀物后的照片。
参照图8和图9，可知植入物样品表面产生了腐蚀物。对所述腐蚀物进行分析，其组份在下表4中给出。
表4
  组份   质量(％)   原子(％)
  O   33.076   52.0767
  Mg   5.580   5.7816
  P   19.398   15.7781
  Ca   41.946   26.3635
  合计   100.000   100.0000
参照表4，将氧作为腐蚀物的一种组份进行测量，可知实施例7的植入物样品被氧化，并可预测磷和钙来自于仿生溶液。因而，可预测由于腐蚀物中包含磷和钙，将增强骨结合。
图10是去除图8和图9中出现的腐蚀物后的照片。去除腐蚀物后，对实施例7的植入物样品的分析结果示于下表5中。
表5
  组份   质量(％)   原子(％)
  O   7.749   11.4133
  Mg   90.178   87.4252
  P   0.521   0.3968
  Ca   0.903   0.5305
  Zn   0.649   0.2342
  合计   100.000   100.0000
参照表5，可知即使在去除腐蚀物后，植入物样品上仍残留磷和钙。由此可知不容易去除源自仿生溶液的磷和钙。
图11是在仿生溶液中浸没61小时的实施例7的植入物样品的截面图；图12是对图11照片的放大；图13是用波谱仪(WDS)(制造公司：日本电子公司(JEOL)，产品名：JXA-8500F)拍摄的在所述表2的仿生溶液中浸没61小时的实施例7的植入物样品的照片。
参照图11至图13，镁中的亮线区域表示Mg2Ca，暗线区域表示腐蚀部分。可知随着黑线逐渐渗入，对镁的腐蚀在进行。
图14是在仿生溶液中浸没61小时的实施例8的植入物样品的截面图。
图15是用WDS(制造公司：JEOL，产品名：JXA-8500F)拍摄的在仿生溶液中浸没61小时的实施例8的植入物样品的照片。
参照图14和图15，可知Mg2Ca(Zn)经Mg-Ca-Zn化合物囊封。当锌含量增大时，包含于Mg2Ca中的锌更多。
试验例3：评价使用镁合金的生物可降解植入物的腐蚀速率
测量实施例7至实施例11和比较例2的植入物样品的屈服强度、断裂强度和延伸率，结果示于下表6中。
表6
  屈服强度/断裂强度   延伸率(％)
  实施例7   84±3/180±10   11.8±0.4
  实施例8   107±2/240±15   13.9±1.5
  实施例9   97±2/203±10   9.5±1
  实施例10   103±2/255±14   12.2±0.6
  实施例11   109±2/247±11   14.6±2
  比较例2   87±3/180±10   10.5±0.3
试验例4：将超声波施用于使用镁合金的生物可降解植入物时，评价其腐蚀 速率
将实施例8的植入物样品切成宽度9.65cm、长度19.66cm和厚度1.18cm，并制备两个样品。对这两个样品施用超声波，随后将样品浸没在所述表2的仿生溶液中3小时，并测量氢析出量。结果示于图15和图16中。
参照图16和图17，施用超声波的样品氢析出量多，因而可知腐蚀更快。
实施例12至14：制备生物可降解植入物
按下表7中显示的量，将镁和锰装入内径50毫米、由不锈钢(SUS 410)制成的坩埚中。随后，一边使氩气环绕流过坩埚周围以使坩埚内的镁和锰不与空气接触，一边使用电阻加热炉使坩埚的温度升高至约700℃至750℃的范围，以熔融镁和锰。晃动坩埚，以使熔融的镁和锰搅拌均匀。将完全熔融的镁合金冷却，从而制备呈固态的镁合金。而且，在冷却时，将坩埚浸没在水中来快速冷却熔融的镁合金，以提高镁的机械强度，从而制备生物可降解植入物。
表7
  Mg(重量％)   Mn(重量％)
  实施例12   其余部分   0.0015
  实施例13   其余部分   0.097
  实施例14   其余部分   0.51
Mg：纯度99.98％Mg，MP21-31-31(产品名，制造公司：TIMMINCO公司)
试验例5：评价生物可降解植入物的腐蚀速率与受控锰含量的关系
将实施例12至实施例14的植入物样品切成宽度9.65cm、长度19.66cm和厚度1.18cm，并制备两个样品。将超声波施用于这两个样品，然后将样品浸没在所述表2的仿生溶液中3小时，并测量氢析出量。结果示于图18中。
参照图18，当以1重量％以下但超过0的量添加锰时，50小时后开始出现腐蚀。当以0.5重量％以上的量添加锰时，腐蚀性能得到最有效的控制。
试验例6：评价经挤压的生物可降解植入物的腐蚀速率
在400℃温度下挤压实施例14的生物可降解植入物，并将挤压前后横截面积的缩小比(挤压比)设定为25∶1。
将挤压前后的实施例14的生物可降解植入物在所述表2的仿生溶液中浸没3小时，并测量氢析出量。
图19是实施例14的生物可降解植入物未经挤压时的晶粒照片。
参照图19，可知沿晶粒出现了PCP腐蚀。
图20是挤压前后的实施例14的生物可降解植入物的腐蚀性能的曲线图。
参照图20，可知当未实施挤压时，生物可降解植入物的腐蚀性能恶化。
实例15：制备生物可降解植入物
按下表8中显示的量，将镁和氧化镁装入内径50毫米、由不锈钢(SUS 410)制成的坩埚中。随后，一边使氩气环绕流过坩埚周围以使坩埚内的镁和氧化镁不与空气接触，一边使用电阻加热炉使坩埚的温度升高至约700℃至750℃范围，以使镁和氧化镁熔融。晃动坩埚，以使熔融的镁和氧化镁搅拌均匀。将完全熔融的镁合金冷却，从而制备呈固态的镁合金。而且冷却时，将坩埚浸没在水中使熔融的镁合金快速冷却以提高镁的机械强度，从而制备生物可降解植入物。
表8
  Mg(重量％)  MgO(重量％)
  实施例15   剩余部分  10
试验例7：评价生物体内含氧化镁的生物可降解植入物的氢析出量
将实施例15和比较例4的生物可降解植入物样品植入大鼠体内，以评价体内氢析出量。
图21是植入比较例4的生物可降解植入物样品的大鼠的照片。
参照图21，可知大鼠体内产生了氢，从而出现了浮肿。
然而，当将实施例15的生物可降解植入物样品植入大鼠体内时，完全没有出现浮肿现象。

Claims (36)

1.一种含镁的生物可降解植入物，其特征在于，该镁含有作为杂质的：
锰(Mn)；以及
选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种；
该镁以100重量份计算，则该杂质的量为1重量份以下但超过0，且0＜(选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种)/锰(Mn)≤5。
2.根据权利要求1所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述0＜(选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种)/锰(Mn)≤0.5。
3.根据权利要求1所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述杂质进一步包括铝。
4.根据权利要求1所述的生物可降解植入物，其特征在于，将所述镁填充到多孔结构的孔隙中。
5.根据权利要求4所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述多孔结构的孔隙大小为200μm至500μm。
6.根据权利要求4所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述多孔结构的孔隙率为5％至95％。
7.根据权利要求4所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述镁填充到所述多孔结构的全部孔隙中，或者所述镁在该多孔结构的不同位置以不同填充率进行填充。
8.根据权利要求4所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述多孔结构为由金属、陶瓷和高聚物组成的组中的一种或多种。
9.根据权利要求8所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述金属为由钛或钛合金、钴-铬合金和不锈钢组成的组中的一种或多种。
10.根据权利要求8所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述陶瓷为由磷酸钙、氧化铝、氧化锆和氧化镁组成的组中的一种或多种。
11.根据权利要求8所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述高聚物为由聚乙烯、聚乳酸、聚乙醇酸、及其共聚物组成的组中的一种或多种，其中该共聚物包括聚乳酸-羟基乙酸共聚物PLGA。
12.根据权利要求1所述的生物可降解植入物，其特征在于，该生物可降解植入物用于由矫形术、牙齿保健、整形外科手术和血管组成的组中的一种或多种。
13.一种制备生物可降解植入物的方法，其特征在于，该方法包括以下步骤：
a)提供镁，该镁含有作为杂质的：锰(Mn)，以及选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种；该镁以100重量份计算，则该杂质的量为1重量份以下但超过0，且0＜(选自于由铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种)/锰(Mn)≤5；以及
b)使该镁成形。
14.根据权利要求13所述的方法，其特征在于，所述步骤a)进一步包括以下步骤：
a-1)制备多孔结构；以及
a-2)使用所述镁填充该多孔结构的孔隙。
15.根据权利要求13所述的方法，其特征在于，所述步骤b)通过由冷却、挤压和金属加工组成的组中的一种或多种方法使所述镁成形。
16.一种生物可降解植入物，其特征在于，该生物可降解植入物包括以下化学式1所表示的镁合金，该镁合金包括占其总重量的23重量％以下但超过0的Ca、10重量％以下但超过0的X及占剩余部分的镁：
<化学式1>
Mg-Ca-X
该化学式1中，该X是Mn或Zn。
17.根据权利要求16所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述镁合金包括占其总重量的23重量％以下但超过0的Ca、0.1重量％至5重量％的所述X及占剩余部分的Mg。
18.根据权利要求16所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述镁合金包括占其总重量的23重量％以下但超过0的Ca、0.1重量％至3重量％的所述X及占剩余部分的Mg。
19.根据权利要求16所述的生物可降解植入物，其特征在于，将所述镁合金填充到多孔结构的孔隙中。
20.根据权利要求19所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述多孔结构的孔隙率为5％至95％。
21.根据权利要求19所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述多孔结构由金属、陶瓷和高聚物组成的组中的一种制备。
22.根据权利要求21所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述金属为由钛或钛合金、钴-铬合金和不锈钢组成的组中的一种或多种。
23.根据权利要求21所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述陶瓷为由磷酸钙、氧化铝、氧化锆和氧化镁组成的组中的一种或多种。
24.根据权利要求21所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述高聚物为由聚乙烯、聚乳酸、聚乙醇酸、及其共聚物组成的组中的一种或多种，其中该共聚物包括聚乳酸-羟基乙酸共聚物PLGA。
25.根据权利要求16所述的生物可降解植入物，其特征在于，该生物可降解植入物用于由矫形术、牙齿保健、整形外科手术和血管组成的组中的一种。
26.一种制备生物可降解植入物的方法，其特征在于，该方法包括以下步骤：
i)提供以下化学式1所表示的镁合金，该镁合金包括占其总重量的不到23重量％但超过0的Ca、不到10重量％但超过0的X及占剩余部分的Mg；以及
ii)使该镁合金成形；
<化学式1>
Mg-Ca-X
该化学式1中，该X是Mn或Zn。
27.根据权利要求26所述的方法，其特征在于，所述步骤i)进一步包括以下步骤：
i-1)制备多孔结构；以及
i-2)使用所述镁合金填充该多孔结构的孔隙。
28.根据权利要求26所述的方法，其特征在于，所述步骤ii)通过由冷却、挤压和金属加工组成的组中的一种或多种方法使所述镁合金成形。
29.一种制备生物可降解植入物的方法，其特征在于，将超声波施用于该含镁的生物可降解植入物。
30.根据权利要求29所述的方法，其特征在于，所述含镁的生物可降解植入物为多孔结构。
31.根据权利要求29所述的方法，其特征在于，所述含镁的生物可降解植入物含有作为杂质的：
锰(Mn)；以及
选自于铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种；
该镁以100重量份计算，则该杂质的量为1重量份以下但超过0，且0＜(选自于铁(Fe)、镍(Ni)及铁(Fe)与镍(Ni)的混合物组成的组中的一种)/锰(Mn)≤5。
32.根据权利要求29所述的方法，其特征在于，所述含镁的生物可降解植入物包括以下化学式1表示的镁合金，该镁合金包括占其总重量的不到23重量％但超过0的Ca、不到10重量％但超过0的X及占剩余部分的镁：
<化学式1>
Mg-Ca-X
该化学式1中，该X是Mn或Zn。
33.一种生物可降解植入物，其特征在于，该生物可降解植入物包括占其总重量的：
10重量％以下但超过0的锰；
1重量％以下但超过0的铁；以及
99重量％至不到100重量％的含镁金属。
34.根据权利要求33所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述锰以占所述总重量的0.3重量％至0.6重量％的量使用。
35.根据权利要求33所述的生物可降解植入物，其特征在于，所述含镁金属是纯镁、含有杂质的镁或镁合金。
36.一种生物可降解植入物，其特征在于，该生物可降解植入物包括占其总重量的：
90重量％以下但超过0的氧化镁(MgO)；以及
10重量％至不到100重量％的含镁金属。
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