CN105349858B - 可降解的骨固定用镁合金植入材料及制备方法 - Google Patents
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Abstract
可降解的骨固定用镁合金植入材料及制备方法，所述植入材料组分质量百分比组成是Mg‑(0.5％～4％)Ag‑(0.5％～4％)Y；其制备方法包括铸锭冶金、挤压、轧制及热处理，制备出的植入材料满足生物体液环境下服役的板材、棒材和型材，这些合金材料既保证了具有骨固定材料需要的优良综合力学性能，同时具备抑菌、耐蚀、无细胞毒性、生物力学性能优良等特点，又可以在生物体液环境下获得降解。可以满足医用条件下作为骨钉、骨髓钉或接骨板等多种器件进行使用，综合性能优良，特别是同时兼具了生物力学性能和生物可降解性能，弥补了现有的金属材料钛合金、不锈钢或高分子材料在骨科应用中的典型缺陷。
Description
技术领域
本发明公开了一种可降解的骨固定用镁合金植入材料及应用和制备方法，特别是采用铸锭冶金及挤压轧制等方法可制备出满足生物体液环境下服役的该合金的板材、棒材和型材，属于生物医用材料技术领域。
背景技术
近年来，随着生物医用植入材料的迅速发展，很多新型的医用植入材料被成功应用到临床中，取得了很好了医疗效果。其中，在骨科医用材料中，传统的钛合金、不锈钢等金属材料虽然已经获得广泛的临床应用，但是也表现出明显的应用局限性。如钛合金的弹性模量比常规天然骨的弹性模量高出数十倍，造成的“应力屏蔽效应”会影响骨愈合和植入材料的稳定性。不锈钢、钴基合金等其他金属植入材料会释放出一些对生物体有害的金属离子，通过腐蚀或磨损造成金属离子溶入体液造成炎症反应。此外，这类医用植入材料属于生物惰性材料，在用于固定骨、关节等部位损坏时，在组织痊愈后，需要进行二次手术拆除，从而造成患者二次损伤。因此，新型的在生物体内可降解的骨固定材料成为植入材料未来应用和发展的方向。
目前临床应用的典型生物体内可降解的医用材料包括高分子材料、无机材料、金属材料和这些材料组成的复合材料。这些材料具有各自的优良特性，但也存在不足之处。例如，聚氨酯、聚乳酸等高分子材料在可降解生物医用材料中应用最广泛，但是其强度很低，甚至很难达到常规金属材料强度的十分之一，很难在需要承受外力的骨科医用材料中获得使用。羟基磷灰石、磷酸三钙等无机物有优良的骨组织相容性，但呈现脆性，成形性能差，很难制成临床需要的不同形状、尺寸的骨固定材料。因此，可降解金属及金属基复合材料成为有明显特色的一类新型骨固定医用材料。金属材料具有优良力学强度和塑性成形性，可以被加工成各种尺寸形状的骨固定材料。通过金属材料中合金元素的选择、调整，可以获得无生物毒性的全营养型医用植入材料，而针对骨固定材料中促进骨组织生长的元素，可以采用具有针对性的合金添加元素，可以满足骨组织生长所需要的生物相容性和力学相容性。
镁合金作为一类典型的可降解生物医用植入材料，具有特殊的优势，镁是一种具有良好生物相容性和骨生长必备的元素，镁合金的弹性模量与人骨的弹性模量吻合，具有作为骨科植入材料所要求的优良强度、塑性和成形加工性能等力学特性。
目前，针对可降解的镁合金医用植入材料，有一些研究和开发，其中，“一种可降解镁基骨科植入生物医用材料及制备方法”(专利申请号：201110199171.8)采用熔炼、浇注、锻打、反向挤压的方法获得Mg-xZn-yCa-zAg的合金(x、y、z为不同含量百分数)，用于骨科植入生物医用材料，该材料的性能是断裂强度180MPa，屈服强度120MPa，弹性模量47GPa，合金的强度低于200MPa，在骨科受力件上的应用会受到限制，主要用于骨组织修复。
“一种骨折内固定用可降解镁合金板、棒材及其制备方法”(专利申请号：201510090292.7)提供了一种高强度的用于骨折固定的镁合金板、棒材，该材料是在Mg-3％Zn-0.5％Zr合金基础上加入Sr、Ca、Ag元素中的一种或两种组成，其中加入的Sr为0～1.5wt％，Ca为0～1.0wt％，Ag为0～1.0wt％。该合金的抗拉强度达到285MPa以上，屈服强度达到234MPa以上，未公开合金的弹性模量数据，适合用于骨质受力固定材料，并且加入的合金元素Ca、Sr等促进骨骼生长。
针对骨科应用的镁合金植入材料而言，需要其具有较高的强度、优良的塑性成形能力、与人骨匹配的弹性模量、合适的腐蚀降解速率等几项综合的物理、力学和化学性能，尤其是镁合金植入材料的细胞毒性需要满足生物相容性要求。
镁合金在生物体液环境中耐腐蚀性能一般较差，降解速率过快，产生氢气和较多腐蚀产物，造成植入材料周边组织坏死或产生炎症，因此，一些针对镁合金耐蚀性能提高的材料和制备方法被应用到医用植入材料上。专利“生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料”(申请号201010204719.9)、专利“一种高耐蚀性生物可降解镁合金的制备方法”(申请号201410557462.3)和专利“生物可降解Mg-Gd-Zn-Ag-Zr系镁合金及其制备方法”(申请号201310105667.3)等文献都给出通过添加稀土Nd、Gd或者金属Ca等合金元素，提高合金耐腐蚀性能的方法，并且也取得了明显的降低腐蚀速率的效果。
上述公开发表的镁合金，合金化元素种类多，是必会引起生物体内金属离子浓度改变，进而影响生物相容性。特别是Zn元素的加入，虽然可以有效提高合金材料的强度，但添加Zn元素的镁合金，在动物体液环境下的耐腐蚀性能差，如添加Zn的Mg-Zn合金，在生物体液环境下会发生较快的腐蚀，产生Mg(OH)2和H2，造成皮下气泡或者体液pH值升高等危害。而且Zn2+含量在体液中的浓度不宜超过170×10-6mol/L，比Mg2+、Ca2+离子含量低3个数量级，否则细胞的耐受性会很差。因此，需要控制Zn的含量。
通过调整镁基体中合金元素的种类及含量，添加细胞毒性低，并且可以改善镁合金在体液中腐蚀性能的合金元素，并配合适当的加工、成形和热处理工艺，获得满足作为骨固定生物医用镁合金的综合性能要求，成为生物医用植入材料领域亟需解决的问题。
发明内容
本发明的目的在于克服现有技术之不足而提供一种组分配比合理、具备抑菌、耐蚀、低细胞毒性、生物力学性能优良的可降解的骨固定用镁合金植入材料及应用和制备方法。本发明提供的Mg-Ag-Y合金材料，既保证了材料具有骨固定材料需要的优良综合力学性能，而且可以在生物体液环境下获得降解。
本发明可降解的骨固定用镁合金植入材料，包括下述组分按质量百分比组成：
Ag 0.5％～4％，
Y 0.5％～4％，余量为Mg。
本发明可降解的骨固定用镁合金植入材料，包括下述组分按质量百分比组成：
Ag 1％～3.5％，
Y 1％～3.5％，余量为Mg。
本发明可降解的骨固定用镁合金植入材料，包括下述组分按质量百分比组成：
Ag 1.5％～3％，
Y 1.5％～3％，余量为Mg。
本发明可降解的骨固定用镁合金植入材料的制备方法，包括下述步骤：
第一步，分别取金属镁、金属银、Mg-Y中间合金，按设计的Mg-Ag-Y合金组分质量配比配料；
第二步，先将金属镁熔化后，依次加入金属银和Mg-Y中间合金，熔化后搅拌均匀，浇注，得到Mg-Ag-Y合金铸锭；
第三步，将得到的Mg-Ag-Y合金铸锭在450℃～500℃退火16～24h，随炉冷却后；再次加热至300℃～400℃进行热挤压，得到挤压态Mg-Ag-Y合金。
本发明可降解的骨固定用镁合金植入材料的制备方法，第一步中，金属镁选用纯度≥99.9％的金属镁锭，金属银及Mg-Y中间合金的纯度均≥99.99％；纯度采用质量百分比标定。
本发明可降解的骨固定用镁合金植入材料的制备方法，第二步中，采用电阻炉加热熔化，容器为高纯石墨坩埚，熔化温度700℃±10℃；浇注前，对合金熔体搅拌5～10分钟，浇注温度680℃±10℃；铸模为钢模。
本发明可降解的骨固定用镁合金植入材料的应用，是将挤压态Mg-Ag-Y合金在150℃～250℃退火24～72小时；或
将挤压态Mg-Ag-Y合金，在450℃～500℃固溶处理6～8小时，水冷淬火，然后在120℃～200℃时效处理24～72小时，获得用于骨固定骨钉、骨髓钉材料。
本发明可降解的骨固定用镁合金植入材料的应用，是将挤压态Mg-Ag-Y合金在350℃～450℃进行热轧，道次变形量控制在10％～30％，轧成厚度范围在0.5mm～2.0mm的薄片，获得用于骨固定接骨板材料。
本发明制备的棒材、型材和片材，通过机械加工、表面抛光处理后真空包装，即可获得最终的骨固定镁银钇合金植入材料备件；
采用上述技术方案，可以成功制备出不同形状、不同尺寸的骨科植入材料镁银钇合金。采用细胞毒性实验检测，该材料可兼具体液环境下的降解特性、优良的生物力学特性，无细胞毒性的优良生物相容特性的优点。
本发明采用在高纯镁基体中添加合金元素银(Ag)和钇(Y)两种合金元素来改善和提高镁基体的力学性能、生物相容性和耐腐蚀性能，得到的Mg-Ag-Y合金可以用作为骨科医用植入材料。
其中，Ag具有长效抑菌作用，在医学抗菌实验证明，Ag可以明显减少金黄色葡萄球菌和表皮葡萄球菌，这对骨科植入材料手术后抑制感染的效果有帮助，可以有效提高镁合金的生物相容性。元素Ag添加在镁基体中，可以起到提高镁合金力学性能的作用，Ag在一定含量下(15％以内)可以和镁基体形成固溶体，起到固溶强化效果，对镁基体的强度和延伸率的同时提高有好处。
在稀土元素中，Y的生物细胞毒性是最低的。而且，Y加入到镁基体中，在体液中发生腐蚀时，Y元素可以进入到形成的MgO表面膜层中，增加镁表面腐蚀膜层的密度，从而有效地提高镁合金的耐腐蚀性能；
因此，镁合金中添加Ag-Y元素，并进行合理的匹配，其协同作用的效果是可以对镁在生物体液环境下的降解行为进行调控，降低腐蚀反应中腐蚀产物的产生速率，提高镁合金的生物相容性。
本发明通过合金化元素Ag、Y组分的合理匹配，Ag、Y组分协同作用的效果是在确保合金力学性能满足生物医用植入材料要求的前提下，有效提高合金材料的耐腐蚀性能及抗菌性能，制备的合金材料屈服强度在210-278Mp，抗拉强度在211-344Mp，延伸率在11-16.6％，特别是弹性模量低至37-40Gpa；与人骨匹配相容性良好。与现有技术相比，本发明的优点在于：
1、材料由镁基体和合金元素银和钇组成，其中镁在体液环境下可发生降解，促进骨骼生长。银在体液环境下可起到抗菌作用，钇可以提高合金在体液环境下的耐腐蚀性能，减缓合金的降解速率。合金中各元素之间的特性相互配合，使镁银钇合金在确保合金力学性能满足生物医用植入材料要求的前提下，达到降解速率可控且具备抑菌作用的目的，Mg-Ag-Y合金材料通过生物细胞毒性测试，达到国标要求的完全无毒性0级。和现有Mg-Zn合金比较，本发明的Mg-Ag-Y合金降解速率和腐蚀析氢都明显减缓，见附图6和附图7，说明Y、Ag协同作用有很好的提高耐腐蚀性能的作用。
2、镁银钇合金综合力学性能优良，屈服强度在210-278Mp，抗拉强度在211-344Mp，延伸率在11-16.6％，特别是弹性模量低至37-40Gpa；满足骨固定材料生物力学环境下的应用要求(见表1)。
3、镁银钇合金制备方法属于短流程快速成形技术，有利于材料工艺性能稳定和规模化生产降低工艺成本。
综上所述，本发明结合Ag的抗菌特性和Y提高镁基体耐腐蚀性的两种性质，开发一种具有降解特性的骨固定Mg-Ag-Y合金骨植入材料，使其既具有镁基体的生物体液环境下的降解特性，同时具备抑菌、耐蚀、无细胞毒性、生物力学性能优良等特点；本发明的可降解的骨固定镁银钇合金植入材料，可获得性能满足要求的合金板材、棒材和型材，为制备临床医用器件提供了加工该植入材料不同尺寸形状的方法。可以满足医用条件下作为骨钉、骨髓钉或接骨板等多种器件进行使用，综合性能优良，特别是同时兼具了生物力学性能和生物可降解性能，弥补了现有的金属材料钛合金、不锈钢或高分子材料在骨科应用中的典型缺陷。
附图说明
附图1是本发明实施例1挤压获得的镁银钇合金棒材；
附图2是本发明实施例2挤压获得的镁银钇合金型材；
附图3是本发明实施例3轧制获得的镁银钇合金板材(片材)；
附图4a是本发明实施例1制备的镁银钇合金显微组织结构；
附图4b是本发明实施例2制备的镁银钇合金显微组织结构；
附图4c是本发明实施例3制备的镁银钇合金显微组织结构；
附图4d是本发明实施例4制备的镁银钇合金显微组织结构；
附图5是本发明实施例2制备的Mg-4％Ag-4％Y合金细胞毒性试验中细胞增殖照片。
附图6是本发明实施例1、2制备的Mg-Ag-Y合金与Mg-Zn合金的腐蚀降解速率对比图。
附图7是本发明实施例1、2制备的Mg-Ag-Y合金与Mg-Zn合金的腐蚀析氢情况对比图。
图中：
图4(a)显示了实施例1制备的Mg-0.5％Ag-0.5％Y合金挤压棒材显微组织；挤压后形成了大量细小的动态再结晶晶粒，同时还保持有少量挤压变形的纤维状晶粒，这样的组织说明材料可以具备较好的综合力学性能。
图4(b)显示了实施例2制备的Mg-4％Ag-4％Y挤压型材显微组织；显微组织中几乎都是再结晶的细小晶粒，说明这样的合金塑性成形能力较好。
图4(c)显示了实施例3制备的Mg-2％Ag-1％Y轧制合金片材显微组织；材料显微组织呈现完全塑性变形状态的组织，材料的强度会较高，有利于作为骨科承受力的器件。
图4(d)显示了实施例4制备的Mg-1％Ag-2％Y轧制合金片材显微组织；片材组织中有变形组织和再结晶组织，材料综合力学性能优良。
附图5中，
图5(a)为细胞培养前；图5(b)为阳性对照组；图5(c)为阴性对照组；图5(d)为镁银钇合金10％浸取液组；图5(e)为镁银钇合金50％浸取液组；图5(f)为镁银钇合金100％浸取液组；浸取液组的浓度为体积百分含量。
按GB/T 16886.5-2003和ISO10995-5:1999体外细胞毒性试验标准对实施例2制备的合金进行体外细胞毒性试验，属于0级。
附图6中：
曲线1为Mg-3Zn的腐蚀降解速率曲线，
曲线2为Mg-6Zn的腐蚀降解速率曲线，
曲线3为Mg-0.5Y-0.5Ag的腐蚀降解速率曲线，
曲线4为Mg-4Y-4Ag的腐蚀降解速率曲线；
从图6可以看出：和现有Mg-Zn合金比较，本发明的Mg-Ag-Y合金降解速率明显减缓。
附图7中：
曲线5为Mg-3Zn的腐蚀析氢曲线，
曲线6为Mg-6Zn的腐蚀析氢曲线，
曲线7为Mg-0.5Y-0.5Ag的腐蚀析氢曲线，
曲线8为Mg-4Y-4Ag的腐蚀析氢曲线；
从图7可以看出：和现有Mg-Zn合金比较，本发明的Mg-Ag-Y合金腐蚀析氢明显减缓。
具体实施方式
本发明采用铸锭冶金方法获得镁银钇合金锭坯，其合金成分范围为Mg-(0.5％～4％)Ag-(0.5％～4％)Y，采用纯度≥99.9％金属镁锭，纯度≥99.99％金属银，纯度≥99.9％的Mg-Y中间合金，按上述设计的合金成分范围配料。本发明提供的材料详细生产制备步骤如下：
(1)、采用电阻炉加热高纯石墨坩埚到700℃±10℃，将纯镁锭放入坩埚中，待纯镁锭熔化后，加入金属银，待银完全熔化后，加入Mg-Y中间合金，待中间合金完全熔化后，对熔体进行搅拌5～10分钟，搅拌过程中氩气保护减少熔体氧化。通过搅拌和静置一段时间，使熔体温度调整到680℃±10℃，进行浇铸，浇注到预热的钢模中，获得Mg-Ag-Y合金铸锭。
(2)、铸锭在模具中冷却后，取出，将其放置马弗炉中退火，退火温度为450℃～500℃，退火时间16～24h，随炉冷却到室温，车去铸锭表面氧化皮；
(3)、将退火处理后的铸锭加热到300℃～400℃，在预热的模具中进行挤压，根据模具孔型设计不同，挤压获得需要的Mg-Ag-Y合金棒材、板材或者型材；
(4)、挤压后的棒材或型材可直接进行热处理，在150℃～250℃温度范围内退火24～72小时，获得热处理后的合金样件；
(5)、挤压后的棒材、型材和板材，均可在450℃～500℃温度范围固溶处理6～8小时，水冷淬火，然后在120℃～200℃范围内时效处理，获得热处理后的合金样件。
(6)、挤压后的板材，可以在350℃～450℃温度范围内进行热轧，每次轧制的压下量控制在10％～30％范围内，轧成厚度范围在0.5mm～2.0mm的薄片样件。
(7)、将上述工艺获得的棒材、型材和片材，通过机械加工、表面抛光处理后真空包装，即可获得最终的骨固定镁银钇合金植入材料，可用于骨固定使用的骨钉、骨髓钉、接骨板等器件。
实施例1
设定镁银钇合金成分为Mg-0.5％Ag-0.5％Y，采用纯度≥99.9％金属镁锭，纯度≥99.99％金属银，纯度≥99.9％的Mg-Y中间合金，按上述设定的合金成分范围配料。用电阻炉将高纯石墨坩埚加热到690℃，将纯镁锭放入坩埚中，待纯镁锭熔化后，加入金属银。待银完全熔化后，加入Mg-Y中间合金。待中间合金完全熔化后，对熔体进行搅拌5分钟，搅拌过程中采用氩气保护，以减少熔体氧化。通过搅拌和静置，使熔体温度调整到670℃，将合金熔体浇注到预热的钢模中，获得Mg-0.5％Ag-0.5％Y合金铸锭。
Mg-0.5％Ag-0.5％Y合金铸锭在模具中冷却后，取出，将其放置马弗炉中退火，退火温度为450℃，退火时间16h，随炉冷却到室温，车去铸锭表面氧化皮；将退火处理后的铸锭加热到300℃，在预热的模具中进行挤压，根据模具孔型设计不同，挤压获得需要的Mg-0.5％Ag-0.5％Y合金棒材。挤压后的棒材直接进行热处理，在150℃温度下退火24小时，获得热处理后的合金棒材样件见图1，其显微组织见图4(a)；
将Mg-0.5％Ag-0.5％Y合金进行力学性能测试，测试结果见表1，可见合金的强度、塑性、硬度均达到医用骨固定材料性能指标要求；可作为骨固定骨钉、骨髓钉材料。
实施例2
设定镁银钇合金成分为Mg-4％Ag-4％Y，采用纯度≥99.9％金属镁锭，纯度≥99.99％金属银，纯度≥99.9％的Mg-Y中间合金，按上述设定的合金成分范围配料。用电阻炉将高纯石墨坩埚加热到710℃，将纯镁锭放入坩埚中，待纯镁锭熔化后，加入金属银。待银完全熔化后，加入Mg-Y中间合金。待中间合金完全熔化后，对熔体进行搅拌10分钟，搅拌过程中采用氩气保护，以减少熔体氧化。通过搅拌和静置，使熔体温度调整到690℃，将合金熔体浇注到预热的钢模中，获得Mg-4％Ag-4％Y合金铸锭。
Mg-4％Ag-4％Y合金铸锭在模具中冷却后，取出，将其放置马弗炉中退火，退火温度为500℃，退火时间24h，随炉冷却到室温，车去铸锭表面氧化皮；将退火处理后的铸锭加热到400℃，在预热的模具中进行挤压，根据模具孔型设计不同，挤压获得需要的Mg-4％Ag-4％Y合金型材。挤压后的型材直接进行热处理，在250℃温度下退火72小时，获得热处理后的合金型材样件见图2,其显微组织见图4(b)。；
将Mg-4％Ag-4％Y合金进行力学性能测试，测试结果见表1，可见合金的强度、塑性、硬度均达到医用骨固定材料性能指标要求，可作为骨固定骨钉、骨髓钉材料。
将Mg-4％Ag-4％Y合金进行细胞毒性试验，培养的细胞增殖照片见图5，细胞毒性试验结果见表1。按照GB/T 16886.5-2003和ISO10995-5:1999体外细胞毒性试验标准对比，说明该成分合金的对细胞的影响是完全无毒害，属于0级，因为该合金成分中各种合金元素的含量最高，本发明中其他设计的合金中Ag和Y的含量均低于本合金，说明其细胞毒性只会比Mg-4％Ag-4％Y合金低。
表1细胞毒性试验结果
实施例3
设定镁银钇合金成分为Mg-2％Ag-1％Y，采用纯度≥99.9％金属镁锭，纯度≥99.99％金属银，纯度≥99.9％的Mg-Y中间合金，按上述设定的合金成分范围配料。用电阻炉将高纯石墨坩埚加热到700℃，将纯镁锭放入坩埚中，待纯镁锭熔化后，加入金属银。待银完全熔化后，加入Mg-Y中间合金。待中间合金完全熔化后，对熔体进行搅拌7分钟，搅拌过程中采用氩气保护，以减少熔体氧化。通过搅拌和静置，使熔体温度调整到680℃，将合金熔体浇注到预热的钢模中，获得Mg-2％Ag-1％Y合金铸锭。
Mg-2％Ag-1％Y合金铸锭在模具中冷却后，取出，将其放置马弗炉中退火，退火温度为460℃，退火时间20h，随炉冷却到室温，车去铸锭表面氧化皮；将退火处理后的铸锭加热到350℃，在预热的模具中进行挤压，根据模具孔型设计不同，挤压获得需要的Mg-2％Ag-1％Y合金板材。挤压后的板材在450℃温度下固溶处理6小时，水冷淬火，然后在120℃温度下时效处理，获得热处理后的合金挤压板材样件。
挤压后的板材，还可以在350℃温度下进行热轧，每次轧制的压下量控制在10％，轧成厚度为0.5mm的薄片样件(见图3)，其显微组织见图4(c)。
将Mg-2％Ag-1％Y合金进行力学性能测试，测试结果见表1，可见合金的强度、塑性、硬度均达到医用骨固定材料性能指标要求，可作为骨固定接骨板材料。
实施例4
设定镁银钇合金成分为Mg-1％Ag-2％Y，采用纯度≥99.9％金属镁锭，纯度≥99.99％金属银，纯度≥99.9％的Mg-Y中间合金，按上述设定的合金成分范围配料。用电阻炉将高纯石墨坩埚加热到710℃，将纯镁锭放入坩埚中，待纯镁锭熔化后，加入金属银。待银完全熔化后，加入Mg-Y中间合金。待中间合金完全熔化后，对熔体进行搅拌8分钟，搅拌过程中采用氩气保护，以减少熔体氧化。通过搅拌和静置，使熔体温度调整到685℃，将合金熔体浇注到预热的钢模中，获得Mg-1％Ag-2％Y合金铸锭。
Mg-1％Ag-2％Y合金铸锭在模具中冷却后，取出，将其放置马弗炉中退火，退火温度为480℃，退火时间22h，随炉冷却到室温，车去铸锭表面氧化皮；将退火处理后的铸锭加热到375℃，在预热的模具中进行挤压，根据模具孔型设计不同，挤压获得需要的Mg-1％Ag-2％Y合金板材。挤压后的板材在500℃温度下固溶处理8小时，水冷淬火，然后在200℃温度下时效处理，获得热处理后的合金挤压板材样件。
挤压后的板材，还可以在450℃温度下进行热轧，每次轧制的压下量控制在30％，轧成厚度为2mm的薄片样件(见图3)，其显微组织见图4(d)。
将Mg-2％Ag-1％Y合金进行力学性能测试，测试结果见表2，可见合金的强度、塑性、硬度均达到医用骨固定材料性能指标要求，可作为骨固定接骨板材料。
表2实施例中镁银钇合金力学性能
从表2可以看出，本发明制备的镁银钇合金的屈服强度在210～277Mpa，抗拉强度在211～344Mpa，延伸率在11～16.4％，弹性模量37.6～40.1Gpa，完全满足医用骨固定材料性能要求。
Claims (9)
1.可降解的骨固定用镁合金植入材料，包括下述组分按质量百分比组成：
Ag 0.5%~4%，
Y 0.5%~4%，余量为Mg；
所述可降解的骨固定用镁合金植入材料的制备方法，包括下述步骤：
第一步，分别取金属镁、金属银、Mg-Y中间合金，按设计的Mg-Ag-Y合金组分质量配比配料；
第二步，先将金属镁熔化后，依次加入金属银和Mg-Y中间合金，熔化后搅拌均匀，浇注，得到Mg-Ag-Y合金铸锭；
第三步，将得到的Mg-Ag-Y合金铸锭在450℃~500℃退火16~24h，随炉冷却后；再次加热至300℃~400℃进行热挤压，得到挤压态Mg-Ag-Y合金。
2.根据权利要求1所述的降解的骨固定用镁合金植入材料，包括下述组分按质量百分比组成：
Ag 1%~3.5%，
Y 1%~3.5%，余量为Mg。
3.根据权利要求1所述的降解的骨固定用镁合金植入材料，包括下述组分按质量百分比组成：
Ag 1.5%~3%，
Y 1.5%~3%，余量为Mg。
4.根据权利要求1-3任意一项所述的可降解的骨固定用镁合金植入材料，其特征在于：第一步中，金属镁选用纯度≥99.9%的金属镁锭，金属银及Mg-Y中间合金的纯度均≥99.99%；纯度采用质量百分比标定。
5.根据权利要求4所述的可降解的骨固定用镁合金植入材料，其特征在于：第二步中，采用电阻炉加热熔化，容器为石墨坩埚，熔化温度700℃±10℃；浇注前，对合金熔体搅拌5~10分钟，浇注温度680℃±10℃；铸模为钢模。
6.如权利要求5所述的可降解的骨固定用镁合金植入材料的应用，是将挤压态Mg-Ag-Y合金在150℃~250℃退火24~72小时；或
将挤压态Mg-Ag-Y合金，在450℃~500℃固溶处理6~8小时，水冷淬火，然后在120℃~200℃时效处理24~72小时，获得用于骨固定骨钉、骨髓钉材料。
7.如权利要求5所述的可降解的骨固定用镁合金植入材料的应用，是将挤压态Mg-Ag-Y合金在180℃~220℃退火40~72小时；或
将挤压态Mg-Ag-Y合金，在460℃~500℃固溶处理6~8小时，水冷淬火，然后在150℃~200℃时效处理40~72小时，获得用于骨固定骨钉、骨髓钉材料。
8.如权利要求5所述的可降解的骨固定用镁合金植入材料的应用，是将挤压态Mg-Ag-Y合金在350℃~450℃进行热轧，道次变形量控制在10%~30%，获得用于骨固定接骨板材料。
9.如权利要求5所述的可降解的骨固定用镁合金植入材料的应用，是将挤压态Mg-Ag-Y合金在400℃~450℃进行热轧，道次变形量控制在15%~25%，获得用于骨固定接骨板材料。
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