CN115317662B - 一种稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用 - Google Patents

一种稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用 Download PDF

Info

Publication number
CN115317662B
CN115317662B CN202210846738.4A CN202210846738A CN115317662B CN 115317662 B CN115317662 B CN 115317662B CN 202210846738 A CN202210846738 A CN 202210846738A CN 115317662 B CN115317662 B CN 115317662B
Authority
CN
China
Prior art keywords
bone
rare earth
magnesium alloy
alloy
prepared
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN202210846738.4A
Other languages
English (en)
Other versions
CN115317662A (zh
Inventor
李扬
陈晓东
沈超
朱俊峰
彭建平
肖飞
王晖
韩修国
李涛
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
XinHua Hospital Affiliated To Shanghai JiaoTong University School of Medicine
Original Assignee
XinHua Hospital Affiliated To Shanghai JiaoTong University School of Medicine
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by XinHua Hospital Affiliated To Shanghai JiaoTong University School of Medicine filed Critical XinHua Hospital Affiliated To Shanghai JiaoTong University School of Medicine
Priority to CN202210846738.4A priority Critical patent/CN115317662B/zh
Publication of CN115317662A publication Critical patent/CN115317662A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN115317662B publication Critical patent/CN115317662B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C22—METALLURGY; FERROUS OR NON-FERROUS ALLOYS; TREATMENT OF ALLOYS OR NON-FERROUS METALS
    • C22C—ALLOYS
    • C22C23/00—Alloys based on magnesium
    • C22C23/06—Alloys based on magnesium with a rare earth metal as the next major constituent
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/02—Inorganic materials
    • A61L27/04—Metals or alloys
    • A61L27/047—Other specific metals or alloys not covered by A61L27/042 - A61L27/045 or A61L27/06
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/54—Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/58—Materials at least partially resorbable by the body
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C22—METALLURGY; FERROUS OR NON-FERROUS ALLOYS; TREATMENT OF ALLOYS OR NON-FERROUS METALS
    • C22C—ALLOYS
    • C22C1/00—Making non-ferrous alloys
    • C22C1/10—Alloys containing non-metals
    • C22C1/1036—Alloys containing non-metals starting from a melt
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/10—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices containing or releasing inorganic materials
    • A61L2300/102—Metals or metal compounds, e.g. salts such as bicarbonates, carbonates, oxides, zeolites, silicates
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/40—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a specific therapeutic activity or mode of action
    • A61L2300/412—Tissue-regenerating or healing or proliferative agents
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Metallurgy (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)

Abstract

本发明公开一种稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用，所述骨填充材料包括以下质量百分含量的各组成：稀土元素1～5％、钽0.08～0.1％、四氧化三铁1～1.5％、镁余量。本发明一方面通过钽和稀土元素的加入延缓镁合金降解，使合金的骨组织活性更为持续和稳定，同时增强其生物力学性能，完善其作为骨内植物的机械支撑性能；另一方面，具有理想骨再生活性的稀土离子、四氧化三铁磁性颗粒和具有抑制骨吸收系统作用的镁离子及镁降解产物可充分产生协同效应，持续在体内发挥诱导成骨、抑制骨溶解的骨代谢双向正性调控作用，预防或治疗继发于创伤及各类原发疾病的骨愈合不良、骨质破坏和骨缺损，真正意义上完成涉及内植物的骨病全程治疗。

Description

一种稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用
技术领域
本发明涉及医用骨填充材料技术领域，具体涉及到一种稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用，尤其涉及一种具有成骨修复功能的稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用。
背景技术
骨科临床的主要疾病包括骨折、骨肿瘤、骨关节畸形、骨关节退行性及代谢性疾病(骨关节炎、骨质疏松症、强直性脊柱炎等)。因此骨科医疗的首要目标是重建上述患者肢体的运动功能，骨折切开复位内固定、骨肿瘤切除植骨内固定、关节畸形截骨矫形术、人工关节置换等手术是其中最有效的医疗手段，多数患者可获得满意疗效。
然而无论现代骨科医疗技术如何进步，上述手术的原理仍然是通过置入相应内植物(如内固定钢板，螺钉，人工关节等)提供力学支撑和机械功能重建，同时为各种原因导致的骨折及骨缺损创造骨组织愈合的稳定环境，而最终疗效仍依赖于患者本身骨骼的愈合情况(包括骨折端愈合、骨缺损愈合、骨-假体愈合)。可见自身骨组织的重建是手术成功的前提，反之，如果骨组织延迟愈合、畸形愈合甚至不愈合则会导致内固定疲劳失效断裂、骨缺损扩大、关节假体松动，患者将面临肢体畸形、关节强直、假体翻修、多次手术甚至截肢等不良后果，有时还会危及生命。对骨科医生而言更可怕的是，愈合不良的肢体将长期无法负重活动，必然导致骨量进一步丢失，治疗将陷入恶性循环的困境。随着工业化的发展和人口老龄化的进程，各种原因所致的骨愈合不良愈发常见，上世纪90年代其发生率约为5％-10％，而最新统计报道骨不愈合的发病率已达1.9％-20.0％。不仅如此，骨不愈合的发病率攀升给各国卫生系统带来了巨大的经济压力，仅美国在2000年以后每年均有超过1百万例外科手术涉及到部分骨切除、骨移植或骨缺损修复，医疗投入超过50亿美元每年。因此，如何采取有效措施降低各种创伤及其他原发病导致的骨愈合不良及骨缺损的发病率，是临床迫切需要解决的难题。
目前临床应对骨愈合不良及骨缺损的标准治疗策略主要包括稳定性手术(内固定、关节置换及假体翻修手术等)，填充修复性手术(自体骨、同种异体骨及人工骨移植，富集干细胞移植等)，和非手术治疗(电刺激、体外高能震波、药物治疗等)。然而以上治疗策略均存在不可避免的局限性，包括：(1)内固定治疗仅仅适用于骨折断端不稳定的患者，对其他原因导致的骨不愈合及骨缺损并无治疗作用；(2)关节置换虽然可重建骨肿瘤、严重创伤等大段骨缺损患者的肢体功能，但目前仅能用于肩关节及髋膝关节的功能重建，且假体使用寿命有限，患者往往面临二次手术；(3)自体骨移植的主要缺陷是供骨区来源有限，难以修复较大面积的骨缺损，且以牺牲健康区域骨量为代价并增加了手术风险；(4)现有的同种异体骨及人工骨替代物产品主要包括生物陶瓷产品和金属产品，已常规应用于临床；生物陶瓷类产品具有一定的生物活性，但其脆性较大，无法独立用于负重区域的植骨；金属产品可提供足够的力学支撑，但是其应力遮挡效应在治疗后期反而会造成周围骨量的丢失，金属颗粒的刺激还会导致周围骨溶解反应；目前上述两类产品均不具备足够的骨诱导活性，仅仅提供骨缺损填充作用，且这类产品成本较高，价格昂贵也是无法回避的问题；(5)药物治疗虽可一定程度调节全身的骨代谢活动，但对骨缺损病灶局部的疗效十分有限，难以发挥治疗作用；(6)最后，对于广大的骨质疏松及其他代谢性骨病的患者群体而言，由于骨代谢异常，骨吸收系统异常活跃而骨再生系统活性不足，致使此类患者无论手术或非手术治疗均难以取得良好的效果。由于以上治疗策略的局限性，各种原因导致的骨愈合不良和骨缺损的发生将会给患者带来巨大的健康风险和经济负担，临床上急需针对此类疾病的新型医疗手段。
近年来，具有可降解特性的生物镁合金作为医用材料受到了多学科的广泛关注。镁基植入物在体内可逐渐降解直至消失，避免了传统內植物取出的二次手术风险。另外，镁作为人体必需的营养元素，在体内含量丰富，其中约53％的生理镁量储存在骨组织中。镁还参与人体几乎所有能量代谢过程，催化或激活机体多种酶系反应，并参与维持核酸分子结构的稳定。人体通过泌尿系统和小肠代谢来维持体液中镁的动态平衡，因此，采用镁基內植物作为医用可降解生物材料具有良好的生理安全性基础。
镁的密度为1.74g/cm3,与正常的骨组织十分接近(1.8-2.1g/cm3)，纯镁的弹性模量为41-45GPa，接近齿骨(40-80GPa)。可见，镁是目前生物力学性能与人体骨组织最为接近的金属材料，植入体内可有效避免应力遮挡效应，从而有利于骨组织受到正常的应力刺激，有利于骨组织愈合改建。此外很多研究表明镁在体内降解所释放的镁离子具有一定的成骨诱导活性，有利于促进骨修复，如Zreiqat H等发现镁合金降解产生的镁离子可以促进α5β-1和β-1整合素相关信号传导通路，可一定程度促进骨系细胞在材料表面的粘附，增殖和分化(Journal of biomedical materials research.2002；62:175-84)，另外，镁基內植物形成的氧化腐蚀层富含钙磷元素组成的矿物相，这些矿物与周围骨组织接触，钙、磷离子进入骨组织细胞内，起到了诱导和促进骨组织生长的作用，可见镁基金属內植物具有较大的骨科临床应用潜力。
除上述已经被广大学者和研究证明的镁基金属材料的生物学特性之外，镁基材料对骨吸收系统的生物学效应引起了科学家的特别关注。Zhai Zanjing等通过在仿生体液(SBF)浸泡纯镁的方法，模仿其在生物体内的降解微环境和降解产物，以这种纯镁仿生浸提液(magnesium leach liquor，MLL)为研究对象，在体外实验中发现MLL可以抑制破骨细胞系的形成、趋化和骨吸收行为，并在国际上第一次证明纯镁降解产物产生这种生物学效应的分子机制是因为MLL可阻断RANKL/RANK/NF-κB信号通路，同时抑制钙离子依赖的的钙调磷酸酶信号通路，进而抑制了NFATc1,TRAP,CTR,MMP9,c-Src等破骨细胞分化相关基因和蛋白的表达和自扩增，最终抑制了破骨细胞的分化和骨吸收效应(Biomaterials.2014；35:6299-310.)。这项研究提示：既然镁基金属在具有一定骨诱导活性的同时又兼具抑制骨吸收的独特生物学性能，那么镁基金属作为一种骨内植物植入人体后或许可以同时发挥上述两种优势，对骨代谢产生双向正性调控作用，从而大大促进内植物材料的骨修复性能。
然而，在研究过程中同样发现纯镁金属作为骨内植物应用存在很多困难，首先，纯镁金属在体内降解速率非常快，无法满足骨折、骨肿瘤等术后患者的肢体在一定治疗周期内需要长期内固定支撑的临床要求；同时，快速释放的镁离子和其代谢产物与周围骨组织的作用时间较短，反而无法充分发挥镁对骨组织代谢的调控作用，骨组织修复效果不佳；另外，仅仅单纯依靠镁离子及其降解产物的骨组织活性进行骨缺损修复是不够的，尚需其他理化或生物学手段进行材料改性，增强其骨诱导性能；最后，镁金属的快速降解会造成局部组织积气(Mg+2H2O＝Mg2++H2↑+2OH-)，反而带来了新的问题。因此镁基金属材料尚需在生物力学性能、降解速率和生物学效能等多方面改进以进一步适应临床实际需求。
发明内容
针对现有技术的不足，本发明的目的是提供一种稀土镁合金复合骨填充材料及其制备方法。本发明旨在以治疗和预防各类原因所致的骨愈合不良、骨质破坏和骨缺损疾病为主要临床应用方向，提供一种兼具可降解性能及骨修复活性的新型骨修复填充材料—即生物活性稀土元素改性镁合金內植物材料，并提供其制备方法，该制备方法简单易操作，生产成本较低，且具有较高的临床应用价值。
本发明以具有较好骨组织活性的镁金属作为基体，其中掺杂一定比例的Fe3O4磁性颗粒及微量钽金属成分形成生物活性镁合金，在此活性合金体系中分别加入具有成骨诱导活性的一种或几种稀土元素，合成稀土元素改性生物活性镁合金。希望一方面通过钽和稀土元素的加入延缓镁合金的降解，使合金的骨组织活性更为持续和稳定，同时增强其生物力学性能，完善其作为骨内植物的机械支撑性能；另一方面，具有理想骨再生活性的稀土离子、Fe3O4磁性颗粒和具有抑制骨吸收系统作用的镁离子及镁降解产物可充分产生协同效应，持续在体内发挥诱导成骨、抑制骨溶解的骨代谢双向正性调控作用，预防或治疗继发于创伤及各类原发疾病的骨愈合不良、骨质破坏和骨缺损，从而在真正意义上完成涉及内植物的骨病全程治疗。
本发明的目的是通过以下技术方案实现的：
第一方面，本发明提供了一种稀土镁合金骨填充材料，包括以下质量百分含量的各组成：稀土元素1％～5％、钽(Ta)0.08％～0.1％、四氧化三铁(Fe3O4)磁性颗粒1％～1.5％、镁余量。
优选地，所述稀土元素包括钆(Gd)、铈(Ce)、镧(La)、镱(Yb)中的至少一种。本发明在前期的研究中对大多数稀土元素进行了成骨诱导性能的测定和筛选，发现采用前述的四种稀土元素时，其制备的稀土镁合金骨填充材料具备较明显的成骨诱导性能；而采用的稀土元素为Y、Tb、Sm、Nd时，其制备的稀土镁合金骨填充材料不具备成骨诱导性能。
优选地，所述稀土元素包括质量比为1:1～1:4的钆和铈。
优选地，稀土元素包括质量百分含量为1％～2.5％的钆和2.5％～4％的铈。
优选地，所述钽的质量百分含量为0.1％。
优选地，所述四氧化三铁磁性颗粒的含量为1％。
本发明在前期的实验中发现，钽的质量百分含量若超过0.1％时，其力学效果虽然会进一步加强，但合金的降解速率也会随之明显减慢，不利于有效成分随材料降解而释放，从而使生物学效应减弱；而低于0.08％时，材料的生物力学强度则不能完全满足负重区域骨缺损填充的力学支撑的需要。四氧化三铁磁性颗粒的质量百分含量若超过1.5％时，其效果不会再明显提升，同时会降低合金的力学性能；而低于1％时，则会导致其诱导成骨生物学效应减弱。
优选地，所述稀土镁合金骨填充材料为Mg-5Gd-0.1Ta-1Fe3O4、Mg-5Ce-0.1Ta-1Fe3O4、Mg-5La-0.1Ta-1Fe3O4、Mg-5Yb-0.1Ta-1Fe3O4、Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta-1Fe3O4、Mg-4Gd-1Ce-0.1Ta-1Fe3O4、Mg-1Gd-4Ce-0.1Ta-1Fe3O4中的至少一种。
第二方面，本发明提供了一种稀土镁合金骨填充材料的制备方法，包括以下步骤：
A、将纯镁粉、稀土元素粉末、钽粉和四氧化三铁磁性颗粒加入坩埚中进行混合，加热到740～760℃，搅拌5～10min进行精炼；然后降温至680～700℃静置20～40min；
B、将步骤A得到的熔融物倒入模具中，即得所述稀土镁合金骨填充材料。
优选地，所述步骤A中的处理在六氟化硫和二氧化碳的混合气体保护下进行。
优选地，步骤A中，所述纯镁粉的纯度为≥90wt％，更优选为≥92wt％，更优选为≥94wt％，更优选为≥96wt％，更优选为≥97wt％，更优选为98-99.9wt％。
优选地，所述四氧化三铁磁性颗粒的制备步骤如下：将FeNH4(SO4)2·12H2O和(NH4)2Fe(SO4)2·6H2O溶于去离子水中，加热到85℃后在机械搅拌下快速注入氨水，保持85℃至0.5h，然后冷却至室温；然后通过用外加磁场将所得反应后的产物进行分离，水洗至中性，再用NaCl溶液清洗；60℃真空干燥，即得到黑色的Fe3O4磁性颗粒。
优选地，所述FeNH4(SO4)2·12H2O和(NH4)2Fe(SO4)2·6H2O的摩尔比为2:1。
优选地，所述方法还包括将步骤B所得稀土镁合金骨填充材料进行研磨、超声清洗和干燥的步骤。
第三方面，本发明提供了一种稀土镁合金骨填充材料在制备预防和治疗骨愈合不良及骨缺损疾病的产品中的应用。本发明制备的稀土镁合金骨填充材料通过植入到骨愈合不良或骨缺损局部进行填充或连接，从而达到预防或治疗继发于创伤及各类原发疾病的骨愈合不良、骨质破坏和骨缺损相关疾病，从而从骨内植物自身特性改良为切入点，克服传统治疗策略局限性。
与现有技术相比，本发明具有如下的有益效果：
1)本发明以具有较好骨组织活性的镁金属作为基体，其中掺杂一定比例的Fe3O4磁性颗粒及微量钽金属成分形成生物活性镁合金，在此活性合金体系中分别加入具有成骨诱导活性的一种或几种稀土元素，合成稀土元素改性生物活性镁合金。一方面通过钽和稀土元素的加入延缓镁合金的降解，使合金的骨组织活性更为持续和稳定，同时增强其生物力学性能，完善其作为骨内植物的机械支撑性能；另一方面，具有理想骨再生活性的稀土离子、Fe3O4磁性颗粒和具有抑制骨吸收系统作用的镁离子及镁降解产物可充分产生协同效应，持续在体内发挥诱导成骨、抑制骨溶解的骨代谢双向正性调控作用，预防或治疗继发于创伤及各类原发疾病的骨愈合不良、骨质破坏和骨缺损，从而在真正意义上完成涉及内植物的骨病全程治疗。
2)本发明通过进一步采用稀土元素为Gd和Ce的组合，可提高成骨修复性能。
附图说明
通过阅读参照以下附图对非限制性实施例所作的详细描述，本发明的其它特征、目的和优点将会变得更明显：
图1为中使用CCK-8法测定不同浓度的实施例1制备样品Mg-5Gd-0.1Ta-1Fe3O4的浸提液对骨髓间充质细胞增殖的影响；其中Mg为纯镁材料对照；
图2为在激光共聚焦显微镜下观测实施例1制备的镁合金材料表面的骨髓间充质干细胞细胞的黏附和铺展形态；其中以纯镁材料(Mg)的结果为对照；
图3为实施例1-4制备的镁合金材料浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的碱性磷酸酶(ALP)活性染色实验结果；其中，A组为纯镁材料(Mg)；B组为Mg-5Gd-0.1Ta-1Fe3O4；C组为Mg-5Ce-0.1Ta-1Fe3O4；D组为Mg-5La-0.1Ta-1Fe3O4；E组为Mg-5Yb-0.1Ta-1Fe3O4；
图4为不同浓度的实施例1-4制备的镁合金材料浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的茜素红矿化结节染色实验结果；其中，A组为纯镁材料(Mg)；B组为Mg-5Gd-0.1Ta-1Fe3O4；C组为Mg-5Ce-0.1Ta-1Fe3O4；D组为Mg-5La-0.1Ta-1Fe3O4；E组为Mg-5Yb-0.1Ta-1Fe3O4；
图5为实施例5-9制备的镁合金材料浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的茜素红(ARS)矿化结节染色实验和碱性磷酸酶(ALP)活性染色实验结果；其中A组为纯镁材料；B组为实施例5制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta；C组为实施例6制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-1Fe3O4；D组为实施例7制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta-1Fe3O4；E组为实施例8制备的Mg-4Gd-1Ce-0.1Ta-1Fe3O4；F组为实施例9制备的Mg-1Gd-4Ce-0.1Ta-1Fe3O4；该图结果显示F组表现出最强且稳定的成骨诱导性能，其次是D组，再是E组；
图6为8周时，植入纯镁材料内植物和植入实施例5-9制备的镁合金材料内植物的小鼠颅骨缺损部位的Micro-CT图像；其中A组为纯镁材料；B组为实施例5制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta；C组为实施例6制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-1Fe3O4；D组为实施例7制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta-1Fe3O4；E组为实施例8制备的Mg-4Gd-1Ce-0.1Ta-1Fe3O4；F组为实施例9制备的Mg-1Gd-4Ce-0.1Ta-1Fe3O4；该图结果显示F组表现出大量新生骨形成，同时合金材料大部分降解被骨组织替代，其次是D组，再次是E组。
具体实施方式
下面结合具体实施例对本发明进行详细说明。以下实施例将有助于本领域的技术人员进一步理解本发明，但不以任何形式限制本发明。应当指出的是，对本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进。这些都属于本发明的保护范围。
实施例1
本实施例提供了一种稀土镁合金复合骨填充材料的制备方法，具体包括以下步骤：
(1)Fe3O4纳米颗粒制备：将0.0216mol的FeNH4(SO4)2·12H2O和0.0108mol(NH4)2Fe(SO4)2·6H2O溶于100mL的去离子水中，加热到85℃后在机械搅拌下快速注入7.5mL的氨水。保持85℃至0.5h，然后冷却至室温。以上过程均在N2保护下进行。通过用外加磁场将所得反应后的产物进行分离，水洗至中性，再用0.02mol/L的NaCl溶液清洗。60℃真空干燥，即得到黑色的Fe3O4纳米粒子粉末(即Fe3O4磁性颗粒)。
(2)稀土镁合金(Mg-5Gd-0.1Ta-1Fe3O4)的制备：该稀土镁合金包括质量含量为5wt％Gd、0.1wt％Ta、1wt％Fe3O4纳米粒子；在六氟化硫(SF6，1vol％)和CO2的混合气体保护下，将高纯度镁(99.99wt％)粉和高纯钆(Gd)粉(99.99wt％)、高纯钽(Ta)粉(99.99wt％)和步骤(1)制得的Fe3O4纳米粒子粉末按照所需的比例在高纯石墨坩埚中进行混合，并加热到750℃，搅拌5～10min进行精炼，然后降温至680～700℃，所得熔融物在这个温度下静置20分钟，然后倒入石墨模具中，制备多样的、符合实际临床需求的形状。此后置于室温环境中。所得稀土镁合金样品用碳化硅(SiC)纸研磨(研磨粒度2000)，用丙酮、无水乙醇和蒸馏水依次超声清洗，最后自然干燥。
生物安全性
按照GB/T16886所述实验方法对本实施例制备的稀土镁合金样品进行生物学评价。如图1所示，使用Cell Counting Kit-8(CCK-8)法测定本实施制备的稀土镁合金样品浸提液对骨髓间充质细胞增殖的影响，并以纯镁材料为对照，结果显示两组细胞的增值趋势接近，细胞的增值率也无明显差异。如图2所示(Mg为纯镁材料的对照组)，在激光共聚焦显微镜下观测Mg-5Gd-0.1Ta-1Fe3O4合金材料表面和内部的骨髓间充质干细胞细胞的黏附和铺展形态，可见细胞在材料表面和内部生长状态良好。实验结果表明，本实施例制备的稀土镁合金填充材料对骨髓间充质干细胞没有明显的细胞毒性和凝血性，没有明显的致敏、刺激和遗传毒性。
力学强度
抗压强度及模量：力学实验在室温环境下进行，将本实施例制备的稀土镁合金Mg-5Gd-0.1Ta-1Fe3O4圆柱体放在试验机内，开动，试验机以20mm/min恒定的十字头速率作形变对负荷的曲线。当圆柱体破裂或已过上屈服点时停机。对于每个圆柱体，记录最先出现的引起圆柱体破裂所施加的力并计算抗压强度。计算5个圆柱体的平均抗压强度。与传统PMMA骨水泥对比，传统PMMA骨水泥的抗压强度为97Mpa，本实施例制备的Mg-5Gd-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压强度为135Mpa；传统PMMA骨水泥的抗压模量为2230Mpa，本实施例提供的Mg-5Gd-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压模量为2750Mpa。
体外成骨诱导实验
取本实施制备的稀土镁合金样品浸提液培养骨髓间充质干细胞，添加低糖DMEM含10％胎牛血清，2mM谷氨酰胺，10mg/L维生素C(Sigma，美国)，2.16g/Lβ-磷酸甘油(Sigma，美国)，40ng/mL地塞米松(Sigma，美国)培养液诱导，每三天换液一次，并以纯镁材料浸提液作为对照组。诱导2周后做碱性磷酸酶染色，诱导3周后进行茜素红染色试验。
1)碱性磷酸酶(ALP)染色：
1.1双蒸水冲洗细胞3遍。
1.2固定液4度固定30秒。
1.3双蒸水冲洗，晾干。
1.4加入工作液(二甲基酰胺溶解底物倒入缓冲液再加固紫B混匀)，37℃孵育45分钟。
1.5蒸馏水冲洗，倒置相差显微镜观察拍照。
如图3的B组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的碱性磷酸酶(ALP)活性染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。
2)茜素红染色：
2.1用PBS清洗细胞一遍。
2.2用70％冷乙醇固定一个小时，双蒸水冲洗3遍。
2.3 1％茜素红染液室温作用10分钟。
2.4蒸馏水冲洗倒置相差显微镜观察拍照。
如图4的B组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的茜素红矿化结节染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。
体内植入实验
采用SD大鼠(Sprague-Dawley rats)，12周龄，以环锯在颅骨表面磨钻2个颅骨骨缺损区域，大小均为直径5mm的圆形缺损，随机分成A、B两组，每组10只，分别通过在骨缺损处植入本实施例制备的Mg-5Gd-0.1Ta-1Fe3O4合金(A组)和传统PMMA骨水泥(B组)(内植物规格：Φ5×2mm)。结果显示，8周时A组颅骨骨密度(0.10g/cm3)较B组颅骨骨密度(0.05g/cm3)显著提高。
实施例2
本实施例提供了一种稀土镁合金复合骨填充材料的制备方法，具体包括以下步骤：
(1)Fe3O4纳米颗粒制备：将0.0216mol的FeNH4(SO4)2·12H2O和0.0108mol(NH4)2Fe(SO4)2·6H2O溶于100mL的去离子水中，加热到85℃后在机械搅拌下快速注入7.5mL的氨水。保持85℃至0.5h，然后冷却至室温。以上过程均在N2保护下进行。通过用外加磁场将所得反应后的产物进行分离，水洗至中性，再用0.02mol/L的NaCl溶液清洗。60℃真空干燥，即得到黑色的Fe3O4纳米粒子粉末。
(2)稀土镁合金(Mg-5Ce-0.1Ta-1Fe3O4)的制备：该稀土镁合金包括质量含量为5wt％Ce、0.1wt％Ta、1wt％Fe3O4纳米粒子；在六氟化硫(SF6，1vol％)和CO2的混合气体保护下，将高纯度镁(99.99wt％)粉、高纯铈(Ce)粉、高纯钽(Ta)粉和步骤(1)制得的Fe3O4纳米粒子粉末按照所需的比例在高纯石墨坩埚中进行混合，并加热到750℃，搅拌5～10min进行精炼，然后降温至680～700℃，所得熔融物在这个温度下静置20分钟，然后倒入石墨模具中，制备多样的、符合实际临床需求的形状。此后置于室温环境中。所得稀土镁合金样品用碳化硅(SiC)纸研磨(研磨粒度2000)，用丙酮、无水乙醇和蒸馏水依次超声清洗，最后自然干燥。
生物安全性
按照GB/T16886所述实验方法对本实施例制备的稀土镁合金样品进行生物学评价。实验结果表明，本实施例制备的稀土镁合金填充材料对骨髓间充质干细胞没有明显的细胞毒性和凝血性，没有明显的致敏、刺激和遗传毒性。
力学强度
抗压强度及模量：力学实验在室温环境下进行，将制备的Mg-5Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金圆柱体放在试验机内，开动，试验机以20mm/min恒定的十字头速率作形变对负荷的曲线。当圆柱体破裂或已过上屈服点时停机。对于每个圆柱体，记录最先出现的引起圆柱体破裂所施加的力并计算抗压强度。计算5个圆柱体的平均抗压强度。与传统PMMA骨水泥对比，传统PMMA骨水泥的抗压强度为97Mpa，本实施例制备的Mg-5Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压强度为141Mpa；传统PMMA骨水泥的抗压模量为2230Mpa，本实施例提供的Mg-5Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压模量为2695Mpa。
体外成骨诱导实验
取本实施制备的稀土镁合金样品浸提液培养骨髓间充质干细胞，添加低糖DMEM含10％胎牛血清，2mM谷氨酰胺，10mg/L维生素C(Sigma，美国)，2.16g/Lβ-磷酸甘油(Sigma，美国)，40ng/mL地塞米松(Sigma，美国)培养液诱导，每三天换液一次。诱导2周后做碱性磷酸酶染色，诱导3周后进行茜素红染色试验。
碱性磷酸酶染色和茜素红染色的方法与实施例1相同。
如图3的C组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的碱性磷酸酶(ALP)活性染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。且图3的结果还显示，B组、C组和D组的成骨诱导性能优于E组。
如图4的C组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的茜素红矿化结节染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。且图4的结果还显示，B组和C组和D组的成骨诱导性能优于E组。
体内植入实验：
采用SD大鼠(Sprague-Dawley rats)，12周龄，以环锯在颅骨表面磨钻2个颅骨骨缺损区域，大小均为直径5mm的圆形缺损，随机分成A、B两组，每组10只，分别通过在骨缺损处植入本实施例制备的Mg-5Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金(A组)和传统PMMA骨水泥(B组)(内植物规格：Φ5×2mm)。结果显示，8周时A组颅骨骨密度(0.11g/cm3)较B组颅骨骨密度(0.05g/cm3)显著提高。
实施例3
本实施例提供了一种稀土镁合金复合骨填充材料的制备方法，具体包括以下步骤：
(1)Fe3O4纳米颗粒制备：将0.0216mol的FeNH4(SO4)2·12H2O和0.0108mol(NH4)2Fe(SO4)2·6H2O溶于100mL的去离子水中，加热到85℃后在机械搅拌下快速注入7.5mL的氨水。保持85℃至0.5h，然后冷却至室温。以上过程均在N2保护下进行。通过用外加磁场将所得反应后的产物进行分离，水洗至中性，再用0.02mol/L的NaCl溶液清洗。60℃真空干燥，即得到黑色的Fe3O4纳米粒子粉末。
(2)稀土镁合金(Mg-5La-0.1Ta-1Fe3O4)的制备：该稀土镁合金包括质量含量为5wt％La、0.1wt％Ta、1wt％Fe3O4纳米粒子；在六氟化硫(SF6，1vol％)和CO2的混合气体保护下，将高纯度镁(99.99wt％)粉、高纯镧(La)粉、高纯钽(Ta)粉和步骤(1)制得的Fe3O4纳米粒子粉末按照所需的比例在高纯石墨坩埚中进行混合，并加热到750℃，搅拌5～10min进行精炼，然后降温至680～700℃，所得熔融物在这个温度下静置20分钟，然后倒入石墨模具中，制备多样的、符合实际临床需求的形状。此后置于室温环境中。所得稀土镁合金样品用碳化硅(SiC)纸研磨(研磨粒度2000)，用丙酮、无水乙醇和蒸馏水依次超声清洗，最后自然干燥。
生物安全性
按照GB/T16886所述实验方法对本实施例制备的稀土镁合金样品进行生物学评价。实验结果表明，本实施例制备的稀土镁合金填充材料对骨髓间充质干细胞没有明显的细胞毒性和凝血性，没有明显的致敏、刺激和遗传毒性。
力学强度
抗压强度及模量：力学实验在室温环境下进行，将制备的Mg-5 La-0.1Ta-1Fe3O4合金圆柱体放在试验机内，开动，试验机以20mm/min恒定的十字头速率作形变对负荷的曲线。当圆柱体破裂或已过上屈服点时停机。对于每个圆柱体，记录最先出现的引起圆柱体破裂所施加的力并计算抗压强度。计算5个圆柱体的平均抗压强度。与传统PMMA骨水泥对比，传统PMMA骨水泥的抗压强度为97Mpa，本实施例提供的Mg-5 La-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压强度为149Mpa；传统PMMA骨水泥的抗压模量为2230Mpa，本实施例提供的Mg-5 La-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压模量为2732Mpa。
体外成骨诱导实验
取本实施制备的稀土镁合金样品浸提液培养骨髓间充质干细胞，添加低糖DMEM含10％胎牛血清，2mM谷氨酰胺，10mg/L维生素C(Sigma，美国)，2.16g/Lβ-磷酸甘油(Sigma，美国)，40ng/mL地塞米松(Sigma，美国)培养液诱导，每三天换液一次。诱导2周后做碱性磷酸酶染色，诱导3周后进行茜素红染色试验。
碱性磷酸酶染色和茜素红染色的方法与实施例1相同。
如图3的D组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的碱性磷酸酶(ALP)活性染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。
如图4的D组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的茜素红矿化结节染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。
体内植入实验：
采用SD大鼠(Sprague-Dawley rats)，12周龄，以环锯在颅骨表面磨钻2个颅骨骨缺损区域，大小均为直径5mm的圆形缺损，随机分成A、B两组，每组10只，分别通过在骨缺损处植入本实施例提供的Mg-5 La-0.1Ta-1Fe3O4合金(A组)和传统PMMA骨水泥(B组)(内植物规格：Φ5×2mm)。结果显示，8周时A组颅骨骨密度(0.10g/cm3)较B组颅骨骨密度(0.05g/cm3)提高。
实施例4
本实施例提供了一种稀土镁合金复合骨填充材料的制备方法，具体包括以下步骤：
(1)Fe3O4纳米颗粒制备：将0.0216mol的FeNH4(SO4)2·12H2O和0.0108mol(NH4)2Fe(SO4)2·6H2O溶于100mL的去离子水中，加热到85℃后在机械搅拌下快速注入7.5mL的氨水。保持85℃至0.5h，然后冷却至室温。以上过程均在N2保护下进行。通过用外加磁场将所得反应后的产物进行分离，水洗至中性，再用0.02mol/L的NaCl溶液清洗。60℃真空干燥，即得到黑色的Fe3O4纳米粒子粉末。
(2)稀土镁合金(Mg-5Yb-0.1Ta-1Fe3O4)的制备：该稀土镁合金包括质量含量为5wt％Yb、0.1wt％Ta、1wt％Fe3O4纳米粒子；在六氟化硫(SF6，1vol％)和CO2的混合气体保护下，将高纯度镁(99.99wt％)粉、高纯镱(Yb)粉、高纯钽(Ta)粉和步骤(1)制得的Fe3O4纳米粒子粉末按照所需的比例在高纯石墨坩埚中进行混合，并加热到750℃，搅拌5～10min进行精炼，然后降温至680～700℃，所得熔融物在这个温度下静置20分钟，然后倒入石墨模具中，制备多样的、符合实际临床需求的形状。此后置于室温环境中。所得稀土镁合金样品用碳化硅(SiC)纸研磨(研磨粒度2000)，用丙酮、无水乙醇和蒸馏水依次超声清洗，最后自然干燥。
生物安全性
按照GB/T16886所述实验方法对本实施例制备的稀土镁合金样品进行生物学评价。实验结果表明，本实施例制备的稀土镁合金填充材料对骨髓间充质干细胞没有明显的细胞毒性和凝血性，没有明显的致敏、刺激和遗传毒性。
力学强度
抗压强度及模量：力学实验在室温环境下进行，将制备的Mg-5 Yb-0.1Ta-1Fe3O4合金圆柱体放在试验机内，开动，试验机以20mm/min恒定的十字头速率作形变对负荷的曲线。当圆柱体破裂或已过上屈服点时停机。对于每个圆柱体，记录最先出现的引起圆柱体破裂所施加的力并计算抗压强度。计算5个圆柱体的平均抗压强度。与传统PMMA骨水泥对比，传统PMMA骨水泥的抗压强度为97Mpa，本实施例制备的Mg-5 Yb-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压强度为148Mpa；传统PMMA骨水泥的抗压模量为2230Mpa，本实施例制备的Mg-5 Yb-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压模量为2702Mpa。
体外成骨诱导实验
取本实施制备的稀土镁合金样品浸提液培养骨髓间充质干细胞，添加低糖DMEM含10％胎牛血清，2mM谷氨酰胺，10mg/L维生素C(Sigma，美国)，2.16g/Lβ-磷酸甘油(Sigma，美国)，40ng/mL地塞米松(Sigma，美国)培养液诱导，每三天换液一次。诱导2周后做碱性磷酸酶染色，诱导3周后进行茜素红染色试验。
碱性磷酸酶染色和茜素红染色的方法与实施例1相同。
如图3的E组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的碱性磷酸酶(ALP)活性染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。
如图4的E组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的茜素红矿化结节染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。
体内植入实验：
采用SD大鼠(Sprague-Dawley rats)，12周龄，以环锯在颅骨表面磨钻2个颅骨骨缺损区域，大小均为直径5mm的圆形缺损，随机分成A、B两组，每组10只，分别通过在骨缺损处植入本实施例制备的Mg-5 Yb-0.1Ta-1Fe3O4合金(A组)和传统PMMA骨水泥(B组)(内植物规格：Φ5×2mm)。结果显示，8周时A组颅骨骨密度(0.09g/cm3)较B组颅骨骨密度(0.05g/cm3)提高。
实施例5
本实施例提供了一种稀土镁合金(Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta)复合骨填充材料的制备方法，具体包括以下步骤：
该稀土镁合金包括质量含量为2.5wt％Gd、2.5wt％Ce、0.1wt％Ta；在六氟化硫(SF6，1vol％)和CO2的混合气体保护下，将高纯度镁(99.99wt％)粉、高纯钆(Gd)粉、高纯铈(Ce)粉、高纯钽(Ta)粉按照所需的比例在高纯石墨坩埚中进行混合，并加热到750℃，搅拌5～10min进行精炼，然后降温至680～700℃，所得熔融物在这个温度下静置20分钟，然后倒入石墨模具中，制备多样的、符合实际临床需求的形状。此后置于室温环境中。所得稀土镁合金样品用碳化硅(SiC)纸研磨(研磨粒度2000)，用丙酮、无水乙醇和蒸馏水依次超声清洗，最后自然干燥。
生物安全性
按照GB/T16886所述实验方法对本实施例制备的稀土镁合金样品进行生物学评价。实验结果表明，本实施例制备的稀土镁合金填充材料对骨髓间充质干细胞没有明显的细胞毒性和凝血性，没有明显的致敏、刺激和遗传毒性。
力学强度
抗压强度及模量：力学实验在室温环境下进行，将制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta合金圆柱体放在试验机内，开动，试验机以20mm/min恒定的十字头速率作形变对负荷的曲线。当圆柱体破裂或已过上屈服点时停机。对于每个圆柱体，记录最先出现的引起圆柱体破裂所施加的力并计算抗压强度。计算5个圆柱体的平均抗压强度。与传统PMMA骨水泥对比，传统PMMA骨水泥的抗压强度为99Mpa，本实施例制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta合金内植物的抗压强度为145Mpa；传统PMMA骨水泥的抗压模量为2300Mpa，本实施例制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta合金内植物的抗压模量为2759Mpa。
体外成骨诱导实验
取本实施制备的稀土镁合金样品浸提液培养骨髓间充质干细胞，添加低糖DMEM含10％胎牛血清，2mM谷氨酰胺，10mg/L维生素C(Sigma，美国)，2.16g/Lβ-磷酸甘油(Sigma，美国)，40ng/mL地塞米松(Sigma，美国)培养液诱导，每三天换液一次。诱导2周后做碱性磷酸酶染色，诱导3周后进行茜素红染色试验。
碱性磷酸酶染色和茜素红染色的方法与实施例1相同。
如图5的B组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的碱性磷酸酶(ALP)活性染色和茜素红矿化结节(ARS)染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。
体内植入实验：
采用SD大鼠(Sprague-Dawley rats)，12周龄，以环锯在颅骨表面磨钻2个颅骨骨缺损区域，大小均为直径5mm的圆形缺损，随机分成A、B两组，每组10只，分别通过在骨缺损处植入本实施例制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta合金(A组)和传统PMMA骨水泥(B组)(内植物规格：Φ5×2mm)。结果显示，8周时A组颅骨骨密度(0.10g/cm3)较B组颅骨骨密度(0.05g/cm3)显著提高，但效果弱于实施例7，可能与组成缺少四氧化三铁(Fe3O4)磁性粒子对成骨诱导性能的协同增益作用有关。本实施例的小鼠颅骨缺损部位的Micro-CT图像(8周时)如图5B所示，与纯镁金属内植物(图5A)的结果相比，本实施例的颅骨骨密度(0.10g/cm3)较纯镁组颅骨骨密度(0.07g/cm3)提高，而低于实施例7颅骨骨密度(0.125g/cm3)。
实施例6
本实施例提供了一种稀土镁合金复合骨填充材料的制备方法，具体包括以下步骤：
(1)Fe3O4纳米颗粒制备：将0.0216mol的FeNH4(SO4)2·12H2O和0.0108mol(NH4)2Fe(SO4)2·6H2O溶于100mL的去离子水中，加热到85℃后在机械搅拌下快速注入7.5mL的氨水。保持85℃至0.5h，然后冷却至室温。以上过程均在N2保护下进行。通过用外加磁场将所得反应后的产物进行分离，水洗至中性，再用0.02mol/L的NaCl溶液清洗。60℃真空干燥，即得到黑色的Fe3O4纳米粒子粉末。
(2)稀土镁合金(Mg-2.5Gd-2.5Ce-1Fe3O4)的制备：该稀土镁合金包括质量含量为2.5wt％Gd、2.5wt％Ce、1wt％Fe3O4纳米粒子；在六氟化硫(SF6，1vol％)和CO2的混合气体保护下，将高纯度镁(99.99wt％)粉、高纯钆(Gd)粉、高纯铈(Ce)粉和步骤(1)制得的Fe3O4纳米粒子粉末按照所需的比例在高纯石墨坩埚中进行混合，并加热到750℃，搅拌5～10min进行精炼，然后降温至680～700℃，所得熔融物在这个温度下静置20分钟，然后倒入石墨模具中，制备多样的、符合实际临床需求的形状。此后置于室温环境中。所得稀土镁合金样品用碳化硅(SiC)纸研磨(研磨粒度2000)，用丙酮、无水乙醇和蒸馏水依次超声清洗，最后自然干燥。
生物安全性
按照GB/T16886所述实验方法对本实施例制备的稀土镁合金样品进行生物学评价。实验结果表明，本实施例制备的稀土镁合金填充材料对骨髓间充质干细胞没有明显的细胞毒性和凝血性，没有明显的致敏、刺激和遗传毒性。
力学强度
抗压强度及模量：力学实验在室温环境下进行，将制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-1Fe3O4合金圆柱体放在试验机内，开动，试验机以20mm/min恒定的十字头速率作形变对负荷的曲线。当圆柱体破裂或已过上屈服点时停机。对于每个圆柱体，记录最先出现的引起圆柱体破裂所施加的力并计算抗压强度。计算5个圆柱体的平均抗压强度。与传统PMMA骨水泥对比，传统PMMA骨水泥的抗压强度为98Mpa，本实施例制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-1Fe3O4内植物的抗压强度为111Mpa；传统PMMA骨水泥的抗压模量为2231Mpa，本实施例制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-1Fe3O4合金内植物的抗压模量为2395Mpa。
体外成骨诱导实验
取本实施制备的稀土镁合金样品浸提液培养骨髓间充质干细胞，添加低糖DMEM含10％胎牛血清，2mM谷氨酰胺，10mg/L维生素C(Sigma，美国)，2.16g/Lβ-磷酸甘油(Sigma，美国)，40ng/mL地塞米松(Sigma，美国)培养液诱导，每三天换液一次。诱导2周后做碱性磷酸酶染色，诱导3周后进行茜素红染色试验。
碱性磷酸酶染色和茜素红染色的方法与实施例1相同。
如图5的C组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的碱性磷酸酶(ALP)活性染色和茜素红矿化结节(ARS)染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。
体内植入实验：
采用SD大鼠(Sprague-Dawley rats)，12周龄，以环锯在颅骨表面磨钻2个颅骨骨缺损区域，大小均为直径5mm的圆形缺损，随机分成A、B两组，每组10只，分别通过在骨缺损处植入本实施例制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-1Fe3O4合金(A组)和传统PMMA骨水泥(B组)(内植物规格：Φ5×2mm)。结果显示，8周时A组颅骨骨密度(0.10g/cm3)较B组颅骨骨密度(0.05g/cm3)显著提高，但效果弱于实施例7，与实施例5较为接近，可能与组成缺少钽金属对成骨诱导性能和骨整合性能的协同增益作用有关。本实施例的小鼠颅骨缺损部位的Micro-CT图像(8周时)如图5C所示，与纯镁金属内植物(图5A)的结果相比，本实施例的颅骨骨密度(0.10g/cm3)较纯镁颅骨骨密度(0.07g/cm3)提高，低于实施例7颅骨骨密度(0.125g/cm3)。
实施例7
本实施例提供了一种稀土镁合金复合骨填充材料的制备方法，具体包括以下步骤：
(1)Fe3O4纳米颗粒制备：将0.0216mol的FeNH4(SO4)2·12H2O和0.0108mol(NH4)2Fe(SO4)2·6H2O溶于100mL的去离子水中，加热到85℃后在机械搅拌下快速注入7.5mL的氨水。保持85℃至0.5h，然后冷却至室温。以上过程均在N2保护下进行。通过用外加磁场将所得反应后的产物进行分离，水洗至中性，再用0.02mol/L的NaCl溶液清洗。60℃真空干燥，即得到黑色的Fe3O4纳米粒子粉末。
(2)稀土镁合金(Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta-1Fe3O4)的制备：该稀土镁合金包括质量含量为2.5wt％Gd、2.5wt％Ce、0.1Ta wt％、1wt％Fe3O4纳米粒子；在六氟化硫(SF6，1vol％)和CO2的混合气体保护下，将高纯度镁(99.99wt％)粉、高纯钆(Gd)粉、高纯铈(Ce)粉、高纯钽(Ta)粉和步骤(1)制得的Fe3O4纳米粒子粉末按照所需的比例在高纯石墨坩埚中进行混合，并加热到750℃，搅拌5～10min进行精炼，然后降温至680～700℃，所得熔融物在这个温度下静置20分钟，然后倒入石墨模具中，制备多样的、符合实际临床需求的形状。此后置于室温环境中。所得稀土镁合金样品用碳化硅(SiC)纸研磨(研磨粒度2000)，用丙酮、无水乙醇和蒸馏水依次超声清洗，最后自然干燥。
生物安全性
按照GB/T16886所述实验方法对本实施例制备的稀土镁合金样品进行生物学评价。实验结果表明，本实施例制备的稀土镁合金填充材料对骨髓间充质干细胞没有明显的细胞毒性和凝血性，没有明显的致敏、刺激和遗传毒性。
力学强度
抗压强度及模量：力学实验在室温环境下进行，将制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金圆柱体放在试验机内，开动，试验机以20mm/min恒定的十字头速率作形变对负荷的曲线。当圆柱体破裂或已过上屈服点时停机。对于每个圆柱体，记录最先出现的引起圆柱体破裂所施加的力并计算抗压强度。计算5个圆柱体的平均抗压强度。与传统PMMA骨水泥对比，传统PMMA骨水泥的抗压强度为96Mpa，本实施例制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压强度为150Mpa；传统PMMA骨水泥的抗压模量为2231Mpa，本实施例制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压模量为2792Mpa。
体外成骨诱导实验
取本实施制备的稀土镁合金样品浸提液培养骨髓间充质干细胞，添加低糖DMEM含10％胎牛血清，2mM谷氨酰胺，10mg/L维生素C(Sigma，美国)，2.16g/Lβ-磷酸甘油(Sigma，美国)，40ng/mL地塞米松(Sigma，美国)培养液诱导，每三天换液一次。诱导2周后做碱性磷酸酶染色，诱导3周后进行茜素红染色试验。
碱性磷酸酶染色和茜素红染色的方法与实施例1相同。
如图5的D组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的碱性磷酸酶(ALP)活性染色和茜素红矿化结节(ARS)染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。
体内植入实验：
采用SD大鼠(Sprague-Dawley rats)，12周龄，以环锯在颅骨表面磨钻2个颅骨骨缺损区域，大小均为直径5mm的圆形缺损，随机分成A、B两组，每组10只，分别通过在骨缺损处植入本实施例制备的Mg-2.5Gd-2.5Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金(A组)和传统PMMA骨水泥(B组)(内植物规格：Φ5×2mm)。结果显示，8周时A组颅骨骨密度(0.125g/cm3)较B组颅骨骨密度(0.05g/cm3)显著提高，且成骨修复作用优于实施例1-4，这与其同时含有钆和铈两种骨诱导活性稀土元素有关，且这两种稀土元素诱导成骨的机制有所不同，起到叠加增强效应。同时，其成骨修复性能优于实施例5和6，具有较好的成骨诱导性能，这与其组成中同时含有钽和四氧化三铁磁性粒子相关。本实施例的小鼠颅骨缺损部位的Micro-CT图像(8周时)如图5D所示，与纯镁金属内植物(图5A)及实施例5-6制备的稀土镁合金内植物的结果相比，本实施例的颅骨骨密度(0.125g/cm3)较纯镁组颅骨骨密度(0.07g/cm3)显著提高，且高于实施例5和6颅骨骨密度(0.1g/cm3)。
实施例8
本实施例提供了一种稀土镁合金复合骨填充材料的制备方法，具体包括以下步骤：
(1)Fe3O4纳米颗粒制备：将0.0216mol的FeNH4(SO4)2·12H2O和0.0108mol(NH4)2Fe(SO4)2·6H2O溶于100mL的去离子水中，加热到85℃后在机械搅拌下快速注入7.5mL的氨水。保持85℃至0.5h，然后冷却至室温。以上过程均在N2保护下进行。通过用外加磁场将所得反应后的产物进行分离，水洗至中性，再用0.02mol/L的NaCl溶液清洗。60℃真空干燥，即得到黑色的Fe3O4纳米粒子粉末。
(2)稀土镁合金(Mg-4Gd-1Ce-0.1Ta-1Fe3O4)的制备：该稀土镁合金包括质量含量为4wt％Gd、1wt％Ce、0.1Ta wt％、1wt％Fe3O4纳米粒子；在六氟化硫(SF6，1vol％)和CO2的混合气体保护下，将高纯度镁(99.99wt％)粉、高纯钆(Gd)粉、高纯铈(Ce)粉、高纯钽(Ta)粉和步骤(1)制得的Fe3O4纳米粒子粉末按照所需的比例在高纯石墨坩埚中进行混合，并加热到750℃，搅拌5～10min进行精炼，然后降温至680～700℃，所得熔融物在这个温度下静置20分钟，然后倒入石墨模具中，制备多样的、符合实际临床需求的形状。此后置于室温环境中。所得稀土镁合金样品用碳化硅(SiC)纸研磨(研磨粒度2000)，用丙酮、无水乙醇和蒸馏水依次超声清洗，最后自然干燥。
生物安全性
按照GB/T16886所述实验方法对本实施例制备的稀土镁合金样品进行生物学评价。实验结果表明，本实施例制备的稀土镁合金填充材料对骨髓间充质干细胞没有明显的细胞毒性和凝血性，没有明显的致敏、刺激和遗传毒性。
力学强度
抗压强度及模量：力学实验在室温环境下进行，将制备的Mg-4Gd-1Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金圆柱体放在试验机内，开动，试验机以20mm/min恒定的十字头速率作形变对负荷的曲线。当圆柱体破裂或已过上屈服点时停机。对于每个圆柱体，记录最先出现的引起圆柱体破裂所施加的力并计算抗压强度。计算5个圆柱体的平均抗压强度。与传统PMMA骨水泥对比，传统PMMA骨水泥的抗压强度为96Mpa，本实施例制备的Mg-4Gd-1Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压强度为149Mpa；传统PMMA骨水泥的抗压模量为2229Mpa，本实施例制备的Mg-4Gd-1Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压模量为2792Mpa。
体外成骨诱导实验
取本实施制备的稀土镁合金样品浸提液培养骨髓间充质干细胞，添加低糖DMEM含10％胎牛血清，2mM谷氨酰胺，10mg/L维生素C(Sigma，美国)，2.16g/Lβ-磷酸甘油(Sigma，美国)，40ng/mL地塞米松(Sigma，美国)培养液诱导，每三天换液一次。诱导2周后做碱性磷酸酶染色，诱导3周后进行茜素红染色试验。
碱性磷酸酶染色和茜素红染色的方法与实施例1相同。
如图5的E组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的碱性磷酸酶(ALP)活性染色和茜素红矿化结节(ARS)染色实验结果显示，浸提液表现出了较强且稳定的成骨诱导性能。
体内植入实验：
采用SD大鼠(Sprague-Dawley rats)，12周龄，以环锯在颅骨表面磨钻2个颅骨骨缺损区域，大小均为直径5mm的圆形缺损，随机分成A、B两组，每组10只，分别通过在骨缺损处植入本实施例制备的Mg-4Gd-1Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金(A组)和传统PMMA骨水泥(B组)(内植物规格：Φ5×2mm)。结果显示，8周时A组颅骨骨密度(0.118g/cm3)较B组颅骨骨密度(0.05g/cm3)显著提高。本实施例制备的合金的骨修复作用优于实施例1-4，这与其同时含有钆和铈两种骨诱导活性稀土元素有关，且这两种稀土元素诱导成骨的机制有所不同，起到叠加增强效应。同时，其成骨修复性能优于实施例5-6，具有较好的成骨诱导性能，这与其组成中同时含有钽和四氧化三铁磁性粒子相关。同时，其成骨修复作用弱于实施例七(Ce:Gd＝1:1)，这与其两种稀土元素的组成比例有关，本实施例中铈比例偏少，钆比例偏多(Ce:Gd＝1:4)，由于铈和钆的成骨诱导机制信号通路不同，可推测当铈和钆混合时，以铈促进诱导成骨的调控通路为主(SMAD信号通路)。本实施例的小鼠颅骨缺损部位的Micro-CT图像(8周时)如图5E所示，与纯镁金属内植物(图5A)及实施例5-7制备的稀土镁合金内植物的结果相比，本实施例稀土镁合金内植物的颅骨骨密度(0.118g/cm3)较纯镁组颅骨骨密度(0.07g/cm3)显著提高，且高于实施例5和6颅骨骨密度(0.1g/cm3)，但低于实施例7颅骨骨密度(0.125g/cm3)。
实施例9
本实施例提供了一种稀土镁合金复合骨填充材料的制备方法，具体包括以下步骤：
(1)Fe3O4纳米颗粒制备：将0.0216mol的FeNH4(SO4)2·12H2O和0.0108mol(NH4)2Fe(SO4)2·6H2O溶于100mL的去离子水中，加热到85℃后在机械搅拌下快速注入7.5mL的氨水。保持85℃至0.5h，然后冷却至室温。以上过程均在N2保护下进行。通过用外加磁场将所得反应后的产物进行分离，水洗至中性，再用0.02mol/L的NaCl溶液清洗。60℃真空干燥，即得到黑色的Fe3O4纳米粒子粉末。
(2)稀土镁合金(Mg-1Gd-4Ce-0.1Ta-1Fe3O4)的制备：该稀土镁合金包括质量含量为1wt％Gd、4wt％Ce、0.1wt％Ta、1wt％Fe3O4纳米粒子；在六氟化硫(SF6，1vol％)和CO2的混合气体保护下，将高纯度镁(99.99wt％)粉、高纯钆(Gd)粉、高纯铈(Ce)粉、高纯钽(Ta)粉和步骤(1)制得的Fe3O4纳米粒子粉末按照所需的比例在高纯石墨坩埚中进行混合，并加热到750℃，搅拌5～10min进行精炼，然后降温至680～700℃，所得熔融物在这个温度下静置20分钟，然后倒入石墨模具中，制备多样的、符合实际临床需求的形状。此后置于室温环境中。所得稀土镁合金样品用碳化硅(SiC)纸研磨(研磨粒度2000)，用丙酮、无水乙醇和蒸馏水依次超声清洗，最后自然干燥。
生物安全性
按照GB/T16886所述实验方法对本实施例制备的稀土镁合金样品进行生物学评价。实验结果表明，本实施例制备的稀土镁合金填充材料对骨髓间充质干细胞没有明显的细胞毒性和凝血性，没有明显的致敏、刺激和遗传毒性。
力学强度
抗压强度及模量：力学实验在室温环境下进行，将制备的Mg-1Gd-4Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金圆柱体放在试验机内，开动，试验机以20mm/min恒定的十字头速率作形变对负荷的曲线。当圆柱体破裂或已过上屈服点时停机。对于每个圆柱体，记录最先出现的引起圆柱体破裂所施加的力并计算抗压强度。计算5个圆柱体的平均抗压强度。与传统PMMA骨水泥对比，传统PMMA骨水泥的抗压强度为97Mpa，本实施例制备的Mg-1Gd-4Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压强度为135Mpa；传统PMMA骨水泥的抗压模量为2230Mpa，本实施例制备的Mg-1Gd-4Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金内植物的抗压模量为2750Mpa。
体外成骨诱导实验
取本实施制备的稀土镁合金样品浸提液培养骨髓间充质干细胞，添加低糖DMEM含10％胎牛血清，2mM谷氨酰胺，10mg/L维生素C(Sigma，美国)，2.16g/Lβ-磷酸甘油(Sigma，美国)，40ng/mL地塞米松(Sigma，美国)培养液诱导，每三天换液一次。诱导2周后做碱性磷酸酶染色，诱导3周后进行茜素红染色试验。
碱性磷酸酶染色和茜素红染色的方法与实施例1相同。
如图5的F组所示，本实施例的浸提液诱导骨髓间充质干细胞成骨分化的碱性磷酸酶(ALP)活性染色和茜素红矿化结节(ARS)染色实验结果显示，浸提液表现出了最强且稳定的成骨诱导性能，其次是D组，再是E组。图5的结果还显示，B-F组均相比A组(纯镁材料)具有更好的成骨诱导性能。
体内植入实验：
采用SD大鼠(Sprague-Dawley rats)，12周龄，以环锯在颅骨表面磨钻2个颅骨骨缺损区域，大小均为直径5mm的圆形缺损，随机分成A、B两组，每组10只，分别通过在骨缺损处植入本实施例制备的Mg-5Ce-0.1Ta-1Fe3O4合金(A组)和传统PMMA骨水泥(B组)(内植物规格：Φ5×2mm)。结果显示，A组颅骨骨密度(0.145g/cm3)较B组颅骨骨密度(0.05g/cm3)显著提高。本实施例制备的合金的骨修复作用强于实施例7(Ce:Gd＝1:1)，这与其两种稀土元素的组成比例有关，本实施例中钆比例偏少，铈比例偏多(Ce:Gd＝4:1)，由于铈和钆的成骨诱导机制信号通路不同，可推测当铈和钆混合时，以铈促进诱导成骨的调控通路为主(SMAD信号通路)。本实施例的小鼠颅骨缺损部位的Micro-CT图像(8周时)如图5E所示，与纯镁金属内植物(图5A)及实施例5-8制备的稀土镁合金内植物的结果相比，表现出大量新生骨形成，同时合金材料大部分降解被骨组织替代。本实施例稀土镁合金内植物的颅骨骨密度(0.145g/cm3)较纯镁组颅骨骨密度(0.07g/cm3)显著提高，且高于实施例5和6颅骨骨密度(0.1g/cm3)，也高于实施例7颅骨骨密度(0.125g/cm3)以及实施例8颅骨骨密度(0.118g/cm3)。
本发明具体应用途径很多，以上所述仅是本发明的优选实施方式。应当指出，以上实施例仅用于说明本发明，而并不用于限制本发明的保护范围。对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进，这些改进也应视为本发明的保护范围。

Claims (5)

1.一种稀土镁合金骨填充材料，其特征在于，包括以下质量百分含量的各组成：稀土元素1％～5％、钽0.1％、四氧化三铁磁性颗粒1％、镁余量；
所述稀土元素包括质量比为1:4的钆和铈。
2.一种根据权利要求1所述的稀土镁合金骨填充材料的制备方法，其特征在于，包括以下步骤：
A、将纯镁粉、稀土元素粉末、钽粉和四氧化三铁磁性颗粒加入坩埚中进行混合，加热到740～760℃，搅拌5～10min进行精炼；然后降温至680～700℃静置20～40min；
B、将步骤A得到的熔融物倒入模具中，即得所述稀土镁合金骨填充材料。
3.根据权利要求2所述的稀土镁合金骨填充材料的制备方法，其特征在于，所述步骤A中的处理在六氟化硫和二氧化碳的混合气体保护下进行。
4.根据权利要求2所述的稀土镁合金骨填充材料的制备方法，其特征在于，所述方法还包括将步骤B所得稀土镁合金骨填充材料进行研磨、超声清洗和干燥的步骤。
5.一种根据权利要求1所述的稀土镁合金骨填充材料在制备预防和治疗骨愈合不良及骨缺损疾病的产品中的应用。
CN202210846738.4A 2022-07-05 2022-07-05 一种稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用 Active CN115317662B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202210846738.4A CN115317662B (zh) 2022-07-05 2022-07-05 一种稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202210846738.4A CN115317662B (zh) 2022-07-05 2022-07-05 一种稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN115317662A CN115317662A (zh) 2022-11-11
CN115317662B true CN115317662B (zh) 2024-03-08

Family

ID=83916699

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202210846738.4A Active CN115317662B (zh) 2022-07-05 2022-07-05 一种稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN115317662B (zh)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN117731845A (zh) * 2023-12-05 2024-03-22 材慧新材料(上海)有限公司 镁基复合材料植入体及其制备方法、用途

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09238965A (ja) * 1996-03-11 1997-09-16 Ion Kogaku Shinko Zaidan 骨修復材料及びアパタイト膜付き骨修復材料並びにそれらの製造方法
CN101884811A (zh) * 2009-05-15 2010-11-17 上海交通大学医学院附属新华医院 一种具有生物活性和抗感染作用的梯度多孔β-TCP的骨移植材料及其制备方法和应用
CN109680195A (zh) * 2019-02-19 2019-04-26 北京大学 一种Mg-RE系镁合金及其制备方法与应用
CN110302421A (zh) * 2019-07-04 2019-10-08 中国科学院深圳先进技术研究院 用于治疗骨肉瘤的光热骨修复材料及其应用
CN110302435A (zh) * 2019-07-30 2019-10-08 东北大学 一种抗菌可降解的镁合金骨钉及其制造方法
CN112843341A (zh) * 2021-01-13 2021-05-28 安徽医科大学 一种可注射性硅酸钙基自固化生物陶瓷、制备方法及其应用

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2008122596A2 (en) * 2007-04-05 2008-10-16 Cinvention Ag Curable therapeutic implant composition
JP6455982B2 (ja) * 2013-06-18 2019-01-23 国立大学法人名古屋大学 骨新生用組成物及び骨新生システム

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09238965A (ja) * 1996-03-11 1997-09-16 Ion Kogaku Shinko Zaidan 骨修復材料及びアパタイト膜付き骨修復材料並びにそれらの製造方法
CN101884811A (zh) * 2009-05-15 2010-11-17 上海交通大学医学院附属新华医院 一种具有生物活性和抗感染作用的梯度多孔β-TCP的骨移植材料及其制备方法和应用
CN109680195A (zh) * 2019-02-19 2019-04-26 北京大学 一种Mg-RE系镁合金及其制备方法与应用
CN110302421A (zh) * 2019-07-04 2019-10-08 中国科学院深圳先进技术研究院 用于治疗骨肉瘤的光热骨修复材料及其应用
CN110302435A (zh) * 2019-07-30 2019-10-08 东北大学 一种抗菌可降解的镁合金骨钉及其制造方法
CN112843341A (zh) * 2021-01-13 2021-05-28 安徽医科大学 一种可注射性硅酸钙基自固化生物陶瓷、制备方法及其应用

Also Published As

Publication number Publication date
CN115317662A (zh) 2022-11-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Jia et al. In vitro and in vivo studies of Zn-Mn biodegradable metals designed for orthopedic applications
Zhang et al. The contribution of pore size and porosity of 3D printed porous titanium scaffolds to osteogenesis
Yang et al. Mg bone implant: Features, developments and perspectives
Nasr Azadani et al. A review of current challenges and prospects of magnesium and its alloy for bone implant applications
Brar et al. Magnesium as a biodegradable and bioabsorbable material for medical implants
Wang et al. Research progress of biodegradable magnesium-based biomedical materials: A review
Staiger et al. Magnesium and its alloys as orthopedic biomaterials: a review
CN104818414B (zh) 一种具有多孔结构的金属植骨材料及其制备和应用
Ghosh et al. Metallic biomaterial for bone support and replacement
CN101015711B (zh) 一种可体液降解的医用植入体及其制备方法
CN106702212A (zh) 医用可降解Zn-Cu-X合金材料及其制备方法
Tipan et al. Selection and preparation strategies of Mg-alloys and other biodegradable materials for orthopaedic applications: A review
CN103014465A (zh) 一种均匀降解的骨科植入镁合金材料
Huang et al. Multi-scale nacre-inspired lamella-structured Ti-Ta composites with high strength and low modulus for load-bearing orthopedic and dental applications
CN115317662B (zh) 一种稀土镁合金骨填充材料及其制备方法和应用
CN108159501A (zh) 一种复合纳米级羟基磷灰石的丝素蛋白材料的制备方法及其在修复骨折部位的应用
Chen et al. Endowing biodegradable Zinc implants with dual-function of antibacterial ability and osteogenic activity by micro-addition of Mg and Ag (≤ 0.1 wt.%)
CN107653410A (zh) 生物医用可降解吸收的镁合金及其制备方法和应用
CN101264339A (zh) 镁合金骨外科内固定及植入材料
Wang et al. Enhanced biocompatibility and osseointegration of calcium titanate coating on titanium screws in rabbit femur
Liu et al. High temperature oxidation treated 3D printed anatomical WE43 alloy scaffolds for repairing periarticular bone defects: In vitro and in vivo studies
Ran et al. Advances of biodegradable magnesiumbased implants for orthopaedics
de Castro et al. Mg-based composites for biomedical applications
Jia et al. Biodegradable Zn-Mn alloys with suitable mechanical strength, high plasticity, and good osteogenic activities for orthopedic applications
Antoniac et al. MAGNESIUM ALLOYS-CURRENT ORTHOPEDIC APPLICATIONS

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant