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生物医用镁合金的腐蚀与防护研究进展摘要由于具有优异的力学性能、生物相容性和可降解性，镁及其合金成为一种极具潜力的生物医用可降解金属植入材料，并且是目前该领域的研究热点。
但由于镁及其合金具有较快的腐蚀速率，严重制约了其在临床上的应用。
因此开发高强度、高韧性、高耐蚀且降解行为可控的高性能镁合金迫在眉睫。
本文结合近五年积累的众位科研人员关于医用镁合金腐蚀与防护的研究资料，在此基础上综述了生物医用可降解镁合金的最新研究进展，分别详细介绍了镁及其合金作为生物医用材料的优势与不足、腐蚀机理，腐蚀的表征技术和腐蚀的防护技术的相关研究，并一定程度上分析了未来医用镁合金发展中需要解决的问题和未来发展方向。
关键词：镁合金；生物医用；腐蚀；防护ABSTRACTDue to the excellent mechanical properties, biocompatibility and degradability, magnesium and its alloys become a potential biomedical degradable implant materials, which is the research focus in the field.However , the corrosion rate of magnesium and its alloys is faster,which severely restrict its clinical application.So the development of high strength, high toughness, high corrosion resistance and controllable degradation behavior of high performance magnesium alloys is bining with nearly five years of accumulation of medical research data about corrosion and protection of the magnesium alloy which is made by researchers , on which this paper summarizes the latest research progress of magnesium and its alloys was introduced in detail, such as the advantages and disadvantages of biomedical materials, corrosion mechanism, characterization of corrosion and corrosion protection technology research, and to some extent, the analysis of the problems need to be solved in the development of future medical magnesium alloys and the future development direction.Key Words:magnesium alloys ; biomedical;corrosion ;protection文献综述作为材料的一个重要分支，生物医用材料(Biomedicalmaterials)的发展和应用关系到人类的生命健康和社会文明的进步，正吸引着越来越多的关注。
骨科新型医用可降解植入材料JDBM镁合金的生物毒性、髓内针及植入物感染细菌生物膜的基础研究一、概述随着医疗技术的不断进步，骨科植入材料在修复和重建人体骨骼系统方面发挥着日益重要的作用。
新型医用可降解植入材料的研究备受关注，其中JDBM镁合金因其良好的生物相容性、强度与塑韧性的平衡以及均匀的腐蚀行为，成为了骨科植入领域的研究热点。
本文旨在深入探讨JDBM镁合金在骨科应用中的生物毒性、髓内针及植入物感染细菌生物膜的基础研究，为其在临床中的安全有效应用提供理论依据。
JDBM镁合金是由上海交通大学轻合金精密成型国家工程研究中心设计开发的一种新型高性能生物医用材料。
该合金系列通过添加少量细胞毒性轻微的轻稀土元素Nd，实现了良好的时效析出强化和固溶强化效果，同时提高了合金的耐均匀腐蚀性能。
Zn和Zr元素的微量加入进一步增强了合金的强度、塑性加工能力以及强韧性和耐蚀性。
这些特性使得JDBM镁合金在骨科植入材料领域具有广阔的应用前景。
作为一种新型植入材料，JDBM镁合金的生物毒性问题一直是研究者关注的焦点。
本文首先通过体外实验研究了JDBM镁合金及其中稀土元素Nd对小鼠胚胎成骨细胞株MC3T3E1的毒性作用，分析了其对成骨细胞生长和分化的影响。
体内实验部分则通过观察Nd对小鼠骨及周围组织的生理病理影响，以及在各器官组织中的分布情况，来评估其生物安全性。
髓内针及植入物感染细菌生物膜的形成是骨科植入手术后的常见并发症之一。
本文还针对这一问题展开了研究，通过构建细菌生物膜模型，探究JDBM镁合金在植入后对细菌生物膜形成和发展的影响，以及其对细菌感染的抵抗能力。
本文从多个角度对JDBM镁合金在骨科应用中的生物毒性、髓内针及植入物感染细菌生物膜问题进行了深入研究。
这些研究结果将为JDBM镁合金在临床中的安全有效应用提供重要的理论依据和实践指导，有望为骨科植入材料的发展开辟新的道路。
1. 骨科植入材料的研究背景及现状随着人口老龄化的加剧以及人们对生活质量要求的提高，骨科疾病的治疗和康复日益受到重视。
3C镁合金在模拟汗液中的腐蚀行为与防护技术研究
的开题报告
摘要：
随着现代医学的发展，医疗设备的材料要求也越来越高。
3C镁合金被广泛应用于医疗器械领域，但是其在模拟汗液中的腐蚀问题一直存在，且对人体健康开展潜在威胁。
因此，在本研究中，我们将着重探讨3C镁合金在模拟汗液中腐蚀行为，并且研究相应的防护技术。
研究目的
本研究旨在探讨3C镁合金在模拟人体汗液环境下的腐蚀行为与相应的防护技术，寻找对3C镁合金有效的防护措施，以保证其在医疗器械应用中的可靠性。
研究内容
1. 模拟汗液环境条件的概述与选用
2. 3C镁合金在模拟人体汗液环境下的腐蚀行为研究
3. 确定3C镁合金的腐蚀类型以及相关腐蚀机理研究
4. 筛选3C镁合金在模拟汗液环境下的腐蚀防护措施
5. 对比不同材料的防腐效果
研究方法
1. 制备3C镁合金试样
2. 模拟不同汗液环境条件
3. 利用不同的腐蚀评价方法，研究3C镁合金的耐腐蚀性能
4. 进行电化学测试、光谱分析等手段，研究3C镁合金的腐蚀机理
5. 对比不同防护措施的效果
6. 应用XPS等技术进行材料表面分析
研究意义
本研究对于检验3C镁合金在医疗器械当中的应用性是具有重要意义的。
有效掌握3C镁合金在模拟人体汗液环境下腐蚀行为的规律和腐蚀机理，寻找一系列相应的防护技术，为3C镁合金在医疗器械材料中的局部应用提供科学运用基础，在保证其基础材料性能的前提下，满足医学规范要求，降低3C镁合金的腐蚀破坏率，增强其稳定性，提高材料的使用寿命。
关键词：3C镁合金；模拟汗液；腐蚀机理；防护技术。
AZ31镁合金在模拟人体环境中的腐蚀行为研究的开题报告一、研究背景与意义AZ31镁合金因其良好的强度、刚度和耐腐蚀性能，被广泛应用于航空、汽车、电子等领域。
但是，由于其化学活性较高，在模拟人体环境中容易发生腐蚀，影响其应用。
因此，研究AZ31镁合金在模拟人体环境中的腐蚀行为，对于其应用及制备具有重要的指导意义。
二、研究方法与内容本研究将以模拟人体环境模拟液体为溶液，通过电化学测试、扫描电子显微镜、X射线衍射等表征手段，研究AZ31镁合金在不同腐蚀条件下的腐蚀行为及其机制。
具体研究内容如下：1. 确定适宜的人体环境模拟液体溶液；2. 制备AZ31镁合金试样，并进行表面处理；3. 利用电化学测试技术分析AZ31镁合金在模拟人体环境中的腐蚀动力学行为；4. 利用扫描电子显微镜、X射线衍射等手段表征AZ31镁合金在不同腐蚀环节下的表面形貌、化学组成、晶体结构等特征；5. 对比研究AZ31镁合金在人体环境模拟液体中的腐蚀行为与在其他腐蚀环境中的差异，并探讨其机制。
三、研究预期成果1. 确定适宜的人体环境模拟液体溶液；2. 研究AZ31镁合金在模拟人体环境中的腐蚀行为与机制；3. 为AZ31镁合金在医疗、生物医学等领域的应用提供基础实验数据支持。
四、研究进度计划1. 2周内，查阅相关文献，了解AZ31镁合金的基本性质、应用及腐蚀行为等；2. 3周内，准备样品制备，并进行表面处理；3. 2周内，利用电化学测试技术分析AZ31镁合金在模拟人体环境中的腐蚀动力学行为；4. 4周内，利用扫描电子显微镜、X射线衍射等手段表征AZ31镁合金在不同腐蚀环节下的表面形貌、化学组成、晶体结构等特征；5. 1周内，对比研究AZ31镁合金在人体环境模拟液体中的腐蚀行为与在其他腐蚀环境中的差异，并探讨其机制；6. 1周内，撰写开题报告。
五、参考文献1. Hu, W. J., Wang, Y., Huang, Y. F., & Li, Y. H. (2011). Corrosion behavior of AZ31 magnesium alloy and its influence on human endothelial cells. Materials Science and Engineering: C, 31(3), 553-558.2. Shadanbaz, S., Dias, G. J., & Wen, C. (2013). Understanding the biodegradation of magnesium alloys: a review of recent research. Biomaterials science, 1(4), 760-781.3. Voelker, M., Vormann, J., & Kunze, D. (2001). Magnesium in prevention and therapy. Nutrition in clinical care, 4(5), 226-232.。
通过体外浸泡试验模拟异质金属对医用镁合金降解性能影响的探究1. 引言1.1 背景介绍医用镁合金作为一种生物可降解金属材料，被广泛应用于骨科、心血管等医疗领域。
然而，其降解速度、腐蚀性等性能仍存在一定的问题，影响着其在临床应用中的效果和安全性。
异质金属作为一种常见的存在形式，在医用镁合金的降解中可能产生不同程度的影响，因此需要进行深入研究。
体外浸泡试验是一种常用的模拟生物体内环境的方法，可以模拟异质金属对医用镁合金降解性能的影响。
通过对不同种类、比例的异质金属进行体外浸泡试验，可以研究其对医用镁合金的腐蚀速度、降解产物等性能的影响，为其临床应用提供科学依据。
本研究旨在通过体外浸泡试验模拟异质金属对医用镁合金降解性能的影响，为改进医用镁合金的性能提供参考。
通过实验设计和数据分析，探究异质金属对医用镁合金降解性能的具体影响机制，为医用镁合金的进一步应用和研究提供理论支持。
1.2 研究目的研究目的是通过体外浸泡试验模拟异质金属对医用镁合金降解性能的影响，探究不同金属添加对镁合金降解速度、表面形貌以及腐蚀产物的影响。
通过实验研究，旨在为开发更具稳定性和生物相容性的医用镁合金提供理论基础和技术支持，为其在生物医学领域的应用打下坚实的基础。
通过深入分析不同金属添加对镁合金降解性能的影响机制，可以为优化合金组织结构、提高材料稳定性提供参考，进而推动医用镁合金材料的进一步发展和应用。
通过对镁合金降解性能的研究，将为改善医用植入材料的生物相容性和生物活性，促进其在骨科、心血管等领域的应用提供重要的科学依据和技术支撑。
1.3 意义本研究旨在探究异质金属对医用镁合金降解性能的影响机制，为进一步优化医用镁合金的设计提供理论依据。
通过实验设计和结果分析，可以更好地了解异质金属与医用镁合金之间的相互作用，为医用镁合金的应用提供更加准确的指导。
对医用镁合金降解性能的研究也有助于提高其在生物医学领域的安全性和持久性，为植入医疗器械的使用提供更可靠的支持。
通过体外浸泡试验模拟异质金属对医用镁合金降解性能影响的探究【摘要】本论文通过体外浸泡试验模拟异质金属对医用镁合金降解性能的影响。
研究背景包括医用镁合金在生物医用领域的广泛应用，但其降解速度及性能仍然存在挑战。
研究旨在探究异质金属对镁合金降解性能的影响，并分析其机理。
实验设计了不同体外浸泡条件下的试验方案，研究了不同异质金属对镁合金降解速度和机械性能的影响。
通过实验方法和结果分析，得出了异质金属在镁合金降解过程中的作用机理，并对影响因素进行了深入分析。
结论部分总结了异质金属对医用镁合金降解性能的影响及实验结果的启示，提出了未来研究的展望。
该研究对于改进医用镁合金的性能并推动其在医疗领域的应用具有重要意义。
【关键词】医用镁合金、体外浸泡试验、异质金属、降解性能、实验方法、结果分析、影响因素、结论、启示、未来研究。
1. 引言1.1 研究背景目前，关于医用镁合金降解性能的研究主要集中在体内环境下，而体外浸泡试验能够模拟实际使用情况，并且具有较好的控制性和重复性。
通过体外浸泡试验来模拟异质金属对医用镁合金降解性能的影响具有一定的理论和实践意义。
异质金属是指在医用镁合金中添加了其他金属元素，例如锌、铝等。
这些异质金属的添加可能会改变合金的组织结构、电化学性能等，从而对合金的降解行为产生影响。
了解这些影响，可以为医用镁合金的设计和应用提供理论指导。
本研究旨在通过体外浸泡试验模拟异质金属对医用镁合金降解性能的影响，探究其降解机制和影响因素，为医用镁合金的优化设计和应用提供科学依据。
这对于推动医用镁合金在生物医学领域的进一步发展具有重要意义。
1.2 研究目的研究目的旨在探究异质金属对医用镁合金降解性能的影响，为提高医用镁合金的降解性能提供理论依据。
通过体外浸泡试验模拟不同环境条件下的镁合金降解情况，分析异质金属对镁合金降解速率、腐蚀性能等方面的影响。
通过研究，可以揭示异质金属与镁合金之间的相互作用机制，深入了解异质金属对医用镁合金降解性能的影响规律。
文章编号: 1673 9965(2009)02 129 05生物镁合金在人体模拟液中的腐蚀行为*刘江南,董璞,王正品,高巍,石崇哲,马坤(西安工业大学材料与化工学院,西安710032)摘 要: 为了控制可降解生物植入镁合金的降解速率和时间从而满足医学治疗的需要,对Mg RE 1.0Zr,M g RE 0.6Zr,M g RE 0.6Zr 1.5Zn三种不同成分的镁合金用失重法在人体模拟液H ank溶液中进行动态腐蚀实验.分析了合金的腐蚀动力学特征及其影响因素.研究结果表明:M g RE 1.0Zr腐蚀速率最为缓慢,最终稳定在3.82mm/a,固溶处理显著降低合金的腐蚀速率,动态腐蚀动力学表现为v(t)呈指数关系.腐蚀形态以点蚀为主.关键词: 镁合金;腐蚀;植入材料;可降解材料中图号: T G146.2 文献标志码: A镁及镁合金作为生物医用材料,具有比强度和比刚度较高、生物相容性和可降解性良好等特点,通常用于骨固定材料、骨组织工程多孔支架材料、冠状动脉植入支架材料、口腔植入材料及整形外科材料等[1 4].镁合金耐蚀性能差,可利用其耐蚀性能差的特点制作具有降解性能的非永久性生物植入物构件,其降解速率和时间通过人为控制,则可以在满足医学治疗需要的同时,又减少通过手术取出植入物对病人造成的痛苦和不必要的开销.这将有望发展成为生物医用可降解植入材料及器件,如可降解心血管支架及周边支架、内固定用接骨板和骨钉以及组织工程用支架材料等[5 6].文中对M g RE 1.0Zr,M g RE 0.6Zr,M g RE 0.6Zr 1.5Zn三种成分的镁合金,用失重法在模拟人体血管环境中进行动态腐蚀试验.研究了合金不同状态下的腐蚀速率以及不同合金成分对腐蚀速率的影响,研究了合金元素对合金耐蚀性的影响,并确定了该合金的腐蚀类型.1 试验材料与方法制备了三种成分的镁合金M g RE 1.0Zr,M g RE 0.6Zr,M g RE 0.6Zr 1.5Zn.热处理工艺为450~650 固溶处理,时间为3h,80 水淬.动态腐蚀实验1#~4#镁合金的成分及状态见表1.每组均在时间间隔为2,4,6,8,12,24,36, 48及96个小时测量其腐蚀失重.表1 1#~4#的镁合金成分及状态Tab.1 Components and state of No.1~N o.4magnesium alloy 编号 镁合金状态1#M g RE 1.0Zr铸 态2#M g RE 1.0Zr固溶态3#M g RE 0.6Zr固溶态4#M g RE 0.6Zr 1.5Zn固溶态将M g RE 1.0Zr成分合金的铸态,固溶态及时效态试样在0.9%NaCl溶液中做静态电化学腐蚀试验,通过1.3kW电化学综合测试仪进行静态电化学试验测试试样极化曲线,并根据极化曲线计算静态腐蚀速率.动态腐蚀试验设备由恒温水浴、水泵、流量计以及橡胶管组合而成.人体模拟液H ank溶液温度保持在37.3 ,模拟液流速控制在28cm/s,并采用失重法计算腐蚀速率为v=(G0-G1)/S t(1)式中:S是试样表面积;t是试样的腐蚀时间;G0是实验前试样的原始重量;G1是实验后去除腐蚀产第29卷第2期 西 安 工 业 大 学 学 报 V o l.29No.2 2009年04月 Jo urnal o f Xi!an T echnolo g ical U niver sity A pr.2009*收稿日期:2009 02 17基金资助:陕西省自然科学基金(SJ08E113)作者简介:刘江南(1959 ),男,西安工业大学教授,主要研究方向为特种钢及金属功能材料.E mail:liu jn@.物的试样重量.2 试验结果2.1 静态腐蚀速率测量结果纯镁及不同状态下M g RE 1.0Zr 成分镁合金在0.9%N aCl 溶液中的静态腐蚀速率[7 8]见表2.从表2中可以看出时效处理后的合金腐蚀速率最快,为1.8825mm /a,固溶处理后的合金腐蚀速率最慢,为0.0539m m/a.加入合金元素经过固溶处理后合金的腐蚀速率大幅下降,固溶处理对提高合金腐蚀速率有益.表2 纯镁及不同状态镁合金的腐蚀速率T ab.2 T he cor rosio n rate of mag nesium anddiffer entstate mag nesium allo y试样状态平均腐蚀速率/(mm/a)标准误差纯镁 铸态 固溶处理时效处理0.35680.76960.05391.88250.24410.00261.4873纯镁腐蚀速率较为适中,加入合金元素经过固溶处理后合金腐蚀速率得到了很好的控制.铸态下,合金组织为多相组织,冷却过程中有少量第二相析出,第二相与基体间形成电势差,因此腐蚀速率较快;固溶处理后,第二相溶入机体,形成单相组织,腐蚀速率明显减慢;时效处理后,镁合金中析出大量的第二相,第二相与基体电位不同,从而构成大量的微型腐蚀电偶,使腐蚀速率加快.根据表2给出的纯镁及不同状态镁合金的腐蚀速率,并结合支架植入物的结构设计综合考虑,经过计算可得到该生物医用植入支架完全降解所需的理论时间.支架在体内需要存在有效期为6~9个月.若初步设计该支架是以直径为0.2mm 的镁合金丝绕成、具有网格管壁的管状支架.因此为了计算纯镁及不同状态镁合金试样完全降解所需的时间,可以认为支架植入物的管壁是0.2m m.从医学角度考虑,人体通常承受的血压是介于90~180m mH g 范围内,即如果支架壁厚为0.2mm 时可以承受180mmH g 的血压时,那么,当人体的血压为90mmH g 时,支架壁厚应该为0.1414mm;假设人体的正常血压为120mm H g,则此时支架壁厚应为0.1732mm.支架腐蚀降解到一定程度时,就无法达到支撑血管壁的作用了.纯镁的腐蚀降解速率计算方法为v=(0.2-0.1414)/2/0.3568=0.082125年=0.9855月=29.6天从结果可知,其腐蚀降解速率大约为1个月,同理,求得不同状态镁合金的腐蚀降解速率分别为:铸态镁合金为13.7天,固溶处理态镁合金为6.5个月,时效处理态镁合金为5.6天.因此,只有固溶处理态镁合金符合6~9个月完成降解的需要.2.2 动态腐蚀速率测量失重法测量所得镁合金在动态模拟体液中失重量与时间的关系如图1所示.失重量随时间的延长而增加,其中铸态增幅较大,经过固溶处理后的合金失重量较为平缓.图1 镁合金失重量 G 与时间t 的关系Fig.1 T he r elatio nship of mag nesiumalloy 's lost w eig ht and time分别计算1#~4#腐蚀96h 后试样损失质量百分比,1#为14.77%,2#为4.3%,3#为6.07%,4#为10.85%,可以看出,2号试样失重量最少,按此速度来计算,3#大概可以腐蚀86天左右.其实腐蚀速度是个逐渐变慢趋近稳定的过程,后期失重率变化更慢,2#腐蚀时间完全可能比86天要长.由此看出控制镁合金的体积从而使镁合金作为人体植入物构件材料是完全可能的,但要作为心血管支架,因其体积的限制,则还需降低其腐蚀速率才能满足要求.2.3 动态腐蚀产物图2为腐蚀试验后试样表面的宏观形貌,镁及镁合金在腐蚀时,1#、4#腐蚀形式为点蚀,2#、3#腐蚀形式以均匀腐蚀为主,有少量点蚀发生.腐蚀较慢的试样表面比较均匀光亮没有明显的蚀坑,表面会形成一层黑色产物,该黑色表面具有一定还原性,它是腐蚀产生的极细金属镁颗粒.在离开溶液后,很快转变为白色,且不再具有还原性.在绝大130西 安 工 业 大 学 学 报 第29卷多数情况下,这些白色产物主要是M g(OH )2.图2 1#~4#镁合金腐蚀96h 后的照片Fig.2 T he photos o f No.1~No.4magnesiumalloy co rr oded for 96hours3 结果讨论3.1 热处理对M g RE 1.0Zr 腐蚀速率的影响Mg RE 1.0Zr 合金铸态及固溶态腐蚀速率如图3所示,铸态腐蚀速率变化趋势明显,固溶态的腐蚀速率变化趋势较为平稳.合金经过固溶处理后,其腐蚀速率大幅降低.铸态的腐蚀速率明显大于固溶态,主要是由于铸态冷却过程中组织为多相组织,相间电势不同,第二相与基体间形成微电池,加快腐蚀速率.固溶处理后,第二相溶入基体,组织成为单相组织,腐蚀速率降低.结果表明:经过固溶处理,合金的腐蚀速率变化趋势较为缓和,且平均腐蚀速率远远低于铸态.图3 M g RE 1.0Zr 合金铸态及固溶态腐蚀速率Fig.3 Cor ro sion rate o f M g R E 1.0Zr o fcast and solution stat e从图3曲线趋势看出镁合金腐蚀速率初期较快,随时间延长逐渐变慢,最后稳定在3.8mm /a.这种变化是腐蚀产物在试样表面残留物逐渐积累阻碍了模拟液与腐蚀试样充分接触所导致.有研究表明[9]尽管有流动液体的冲刷,但是试样表面仍然有残留物质,并且试样表面pH 可以达到10,从腐蚀热力学角度分析,随着pH 的增加,腐蚀反应的驱动力减小,因而腐蚀速率将逐渐降低,腐蚀将变得越来越慢,试样质量变化减慢.然而与静态电化学腐蚀速率相比,动态腐蚀速率远远大于静态腐蚀速率,这是由于镁合金在与液体接触时,会发生反应放出H 2,静态下的腐蚀试验会使H 2在试样表面形成机械隔离,阻碍腐蚀的进行;动态腐蚀下合金周围少量聚集的H 2会溶解在溶液中,形成H +,偏酸性溶液中H +吸收电子发生还原反应,大大削弱了微电偶的极化作用,发生了去极化现象,导致金属发生严重的腐蚀,从而腐蚀速率加快.3.2 化学成分的影响图4为M g RE 1.0Zr (2#合金),M g RE 0.6Zr(3#合金);Mg RE 0.6Zr 1.5Zn (4#合金)三种成分合金在固溶态下的腐蚀速率图,由5可以明显看出,相同状态下4#合金的腐蚀速率最快,元素Zn 的加入对镁合金的抗腐蚀性能不利.2#与3#合金的腐蚀速率比较相近,可见Zr 元素微量的调整对镁合金的腐蚀速率影响不明显;2#合金的腐蚀速率更为缓慢,说明Zr 元素含量在一定范围内升高对抗腐蚀性能有益.图4 三种成分合金固溶态腐蚀速率Fig.4 Cor ro sion rate o f three alloy s o f solid so lution总体来说,动态腐蚀速率远远大于静态腐蚀速率,如按此腐蚀速率制作植入物构件,则远远不能满足医学上的要求,因此还需采取其他措施减缓该镁合金的腐蚀速率.3.3 腐蚀速率曲线拟合动态腐蚀速率曲线的拟合方程见表3.可以看出,腐蚀速率V 与腐蚀时间t 基本符合负指数关系,且相似度较高.从拟合方程可以看出,动态腐蚀速率初期随着时间的延长,腐蚀速率下降趋势较为陡峭;而在40h 以后,随着时间的延长镁合金腐蚀速率趋于平缓,变化幅度很小,总体趋势为越来越131第2期 刘江南等:生物镁合金在人体模拟液中的腐蚀行为慢,并逐渐趋于较小的一个稳定值.表3 腐蚀速率与腐蚀时间拟合方程表T ab.3 Fitting equation of cor ro sion rate w ith cor rosion time 镁合金处理状态拟合方程相似度M g R E 1.0Zr铸态 v=177.93t-0.5939R2=0.8303 M g R E 1.0Zr固溶态v=26.244t-0.4540R2=0.8997 M g R E 0.6Zr固溶态v=21.836t-0.3444R2=0.9286 M g R E 0.6Zr 1.5Zn固溶态v=37.422t-0.3515R2=0.79884 结论1)Mg RE 0.6Zr 1.5Zn成分的合金腐蚀速率较Mg RE 0.6Zr,M g RE 1.0Zr成分的合金快,平均腐蚀速率为8.83m m/a.M g RE 1.0Zr成分的合金腐蚀速率是3种成分中最慢的,最终腐蚀速率为3.82m m/a.所有试样测出的腐蚀速率均比纯镁在静态生理盐水中的慢,合金元素的加入提高了镁合金的耐蚀性.固溶处理显著降低了合金的腐蚀速率.2)动态腐蚀速率初期较快,随时间的延长逐渐减慢,腐蚀形态以点蚀为主,腐蚀动力学关系符合负指数特征.其中固溶态腐蚀速率最为缓慢,腐蚀速率稳定在3.82mm/a左右.对比静态电化学腐蚀试验,固溶态的腐蚀速率最慢,为0.0539 mm/a.动态合金腐蚀速率相对太快,应考虑其他措施降低其腐蚀速率.参考文献:[1] 李娜,刘建睿,王栓强,等.稀土在镁及镁合金中的应用[J].铸造技术,2006,27(10):1133.L I N a,L IU Jian r ui,W A NG Suan qiang,et al.A ppli cat ion o f Rar e Earth in M ag nesium and M ag nesiumA lloy s[J].Foundr y T echnolog y,2006,27(10):1133.(in Chinese)[2] 范才河,陈刚,严红革,等.稀土在镁及镁合金中的作用[J].材料导报,2005,19(7):61.F AN Cai he,CHENG ang,YA NH ong ge,et al.A pplicatio n o f R are Earth in M ag nesium and M ag nesiumA lloy s[J].M ateria ls Review,2005,19(7):61.(in Chinese)[3] A l abdullat Yo usef,Sadami T sutsumil,N aokinakajima,et a l.Surface M o dification o f M agnesium byN aHCO3and Cor rosio n Behavio r in H 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杨桢.可降解生物植入物镁合金的组织性能研究[D].西安:西安工业大学,2008.YA N G Zhen.Research o n Structure and Pr operties of M ag nesium A lloy as t he Deg radable Biomedical Implants[D].Xi!an:Xi!an T echno lo gical U niv ersity,2008.(in Chinese)[9] 李龙川,高家诚,王勇.医用镁合金的腐蚀行为与表面改性[J].材料导报,2003,17(10):29.L I L ong chuan,GA O Jia cheng,W A NG Yong.Cor ro sion Behavio rs and Surface M odification o f M ag nesium A llo ys f or Biomaterial Applications[J].M ater ialsRev iew,2003,17(10):29.(in Chinese)132 西 安 工 业 大 学 学 报 第29卷Corrosion of Biodegradable Implant Magnesium Alloyin Simulated Body FluidL I U J iang nan,DON G Pu,WAN G Zheng p in,GA O Wei,SH I Chong z he,MA K un(Schoo l o f M aterial and Chemical Engineer ing ,X i !an T echnolo gica l U niver sity,Xi !an 710032,China)Abstract: T his paper mainly discusses three kinds of magnesium alloy:M g RE 1.0Zr,M g RE 0.6Zr and M g RE 0.6Zr 1.5Zn w hich go thro ug h heat treatm ent processes,then their corro sion rate of the samples of cast and solid so lution in the dynam ic simulated body fluid(SBF )is measur ed.T he paper analyzes the corrode dynam ics featur e and influencing factor of the alloy.The result show s that,generally,Mg RE 1.0Zr !s cor rosio n rate is slow est and tends forw ards stabilization w ith time at 3.82mm /a.The so lution treatment can remarkbly reduce the corro sion rate of the allo y,the co rrosio n dynamics show that v(t)presents ex ponential r elationship.T he sam ples mainly show pitting co rrosio n pattern.Key words: mag nesium alloy;corr osion;implant materials;degradable m aterials(责任编辑、校对 张立新)(上接第124页)Research on Measuring Uncertainty Parameter ofTooth Profile Slope DeviationL I P ing ,S UN Guang y u(Schoo l o f M echatr onic Eng ineering ,X i !an T echno lo gical U niver sity,Xi !an 710032,China)Abstract: By analysis of so me foreig n standards of gear m easure instruments w hich include VDI/VDE2612and ISO10064 5,the uncertaity of gear measuring center is investigated.T he too th profile slop deviation measuring uncertainty can be used for evaluating equipm ent.T he various factors impacting to oth profile slop deviation m easuring are evaluated.T he standard measuring uncertainty o f these facto rs ar e parameter ized finally.Key words: g ear measur ing center;err or evaluatio n;too th pro file slope deviation;uncertainty(责任编辑、校对 魏明明)133第2期 刘江南等:生物镁合金在人体模拟液中的腐蚀行为。
