锌合金生物医用材料用途

管理及其他M anagement and other 医用可降解锌合金研究现状闫俊竹，于晓明摘要：由于锌合金的降解速度位于可降解镁基合金和可降解铁基合金之间，具有适宜的降解速度。

此外，锌作为人体必需的营养元素，参与着200多种酶的活动和代谢过程，因此锌合金被认为是一种具有巨大潜力的生物可降解材料。

然而，锌合金的力学性能较低，限制了其在生物医学领域作为可降解材料的发展。

因此，合金化和加工工艺的调整成为提升锌合金力学性能的有效手段。

然而，提高力学性能的同时，耐蚀性能往往也会发生变化。

本文综述了可降解锌合金的研究现状，比较了不同合金化处理和加工工艺对可降解锌合金性能的影响，并分析了原因。

最后，提出了可降解锌合金未来的发展趋势。

关键词：锌合金；可降解；力学性能；耐蚀性能可降解金属是一类能够在体内逐渐被体液腐蚀降解的医用金属，其腐蚀产物能够产生有益的宿主反应，并在完成组织修复任务后被人体完全吸收利用。

目前，可降解合金的研究中主要涉及到镁合金、铁合金和锌合金这三类材料。

其中，镁合金的腐蚀速率过快，导致植入物在服役期内未能完成组织重建而失去支撑能力，从而降低了治疗成功的概率。

而铁合金的腐蚀速率较慢，在人体内长时间存在，会引起不良反应，类似于惰性生物医用材料。

作为一种位于镁与铁之间的材料，锌的标准电极电位使得锌合金的降解速率大于铁但小于镁。

因此，锌合金有望解决可降解镁合金和可降解铁合金在应用中降解速度过快和过慢的问题，成为潜在的可降解生物医用材料。

当前，铸态纯锌的抗拉强度小于20MPa，显微硬度仅有25 HV，断后伸长率不超过0.5%，无法满足生物医用材料对力学性能的要求。

为了提高材料的力学性能，需要添加其他人体必需的微量元素进行合金化处理，或通过变形及热处理等方式进行改进。

本文综述了合金化和加工工艺对生物医用可降解锌合金力学性能和耐蚀性能的影响，并涉及到了多种合金体系，如Zn-Mg、Zn-Li、Zn-Al、Zn-Sn、Zn-Sr、Zn-Cu、Zn-Mn等。

可降解锌基骨植入材料及其表面改性研究进展冯博玄;谭晋韵;裴佳;袁广银【期刊名称】《表面技术》【年(卷),期】2024(53)2【摘要】医用锌及锌合金有望成为新一代可降解骨植入物材料来促进骨缺损的修复。

概述了可降解医用锌基材料的优势,包括较好的生物安全性和抗菌效果、能促进植入部位周围血管和新骨的生成以及骨相关基因的表达能力。

在此基础上,从基底材料、细胞种类及实验结果等方面系统总结了近年来关于可降解医用锌基材料生物相容性和降解行为的研究。

同时,归纳了可降解医用锌在临床修复骨缺损方面所面临的主要问题和挑战,包括较差的力学性能和较强的细胞毒性。

可降解医用锌较差的力学性能可以通过合金化进行改善,概述了多种新型医用锌合金的力学性能及其生物相容性。

表面改性是提高可降解医用锌基表面生物相容性和调控降解的有效手段。

从基底样品、表面改性手段、使用的细胞或动物模型以及细胞相容性和降解行为等方面,综述了近年来可降解锌基骨植入材料表面改性的研究现状,提出了可降解锌基骨植入材料表面改性目前所面临的难点问题,包括传统表面改性手段加剧了锌离子的释放或在表面改性后可降解医用锌的生物相容性改善功效不足,以及未来的发展方向。

【总页数】14页(P1-14)【作者】冯博玄;谭晋韵;裴佳;袁广银【作者单位】上海交通大学轻合金精密成型国家工程研究中心和金属基复合材料国家重点实验室;复旦大学附属华山医院【正文语种】中文【中图分类】O61;O62;Q25【相关文献】1.金属基骨植入材料表面生物活性的研究进展2.骨植入材料表面生物化改性研究进展3.骨植入聚醚醚酮材料表面改性的研究进展4.镁合金骨植入材料表面改性的研究进展因版权原因，仅展示原文概要，查看原文内容请购买。

医用Zn-1.5Mg合金的组织与性能研究刘小洁;祖国胤;王明好;刘莹【摘要】研究了医用Zn-1.5Mg合金的微观组织变化,探讨了其对力学性能的影响.对铸态、均匀化处理和轧制态Zn-1.5Mg合金的微观组织进行了表征,分析了合金的相组成.选取变形量为49%和73%的轧制态Zn-1.5Mg合金,在模拟体液中分别浸泡1、2、4、8、14、22、32天,统计了腐蚀速率的变化.结果表明:铸态Zn-1.5Mg合金的相组成主要为η-Zn相、Mg2Zn11相和MgZn2相,均匀化处理后MgZn2相消失.铸态Zn-1.5Mg合金均匀化后共晶组织的片层状形貌消失,显微组织变得更加均匀.经总压下量73%轧制变形后,枝晶细化.轧制后的浸泡实验显示,样品浸泡4天后腐蚀速率基本保持在0.2 mm/a左右,电化学实验显示两种轧态试样腐蚀电压在-0.9V左右.%The phase selection and microstructure evolution of the biodegradable Zn-1.5Mg alloy were studied. The microstructures as cast condition, after homogenization treatment and in the rolling state of Zn-1.5Mg alloy were characterized,taken the Zn -1.5Mg rolling alloys of the deformation radios being 49%, 73% immersed in the simulated body fluid(SBF) for 1,2,4,8,14,22,32 days, the corrosion rate data were recorded. The results showed that the phase composition of Zn-1.5Mg alloy under as cast condition is mainly η-Zn phase, Mg2Zn11phase andMgZn2,MgZn2phase disappears after homogenization. As the as - cast Zn -1.5Mg alloy is homogenized, the lamellar morphology of the eutectic structure disappears and the microstructure becomes more uniform. Through the rolling deformation of the total reduction being of greater than 73%,the dendrites are refined. The results showed that the corrosionvoltage of the two kinds of rolling samples is about -0.9 V,is about 0.2mm/a.【期刊名称】《材料与冶金学报》【年(卷),期】2018(017)001【总页数】6页(P75-80)【关键词】Zn-1.5Mg合金;生物医用;显微组织;轧制;腐蚀性能【作者】刘小洁;祖国胤;王明好;刘莹【作者单位】东北大学材料科学与工程学院,沈阳110819;东北大学材料科学与工程学院,沈阳110819;东北大学材料科学与工程学院,沈阳110819;东北大学材料科学与工程学院,沈阳110819【正文语种】中文【中图分类】TG146.13镁合金由于在力学性能上接近人体骨骼，且有良好的生物相容性，具有作为生物材料的突出优势，因此在整形外科及心血管支架的应用上被寄予厚望.但镁合金因降解速率过快，导致不能在人体组织恢复前给予有效的支持[1].铁合金力学性能良好，且降解过程中不会产生氢气，也被认为是一种有潜力的生物医用合金.然而铁合金因降解速率过慢，其临床应用受到很大限制[2].锌的标准电极电位(-0.763 V(vs SHE))介于镁(-2.363 V(vs SHE))和铁(-0.440 V(vs SHE))之间，可以避免腐蚀速率过快或过慢的问题.Zn合金还具有阻尼性能优良、耐腐蚀性良好以及易成形等优点，是当前生物医用材料的主要发展方向之一[3-4].锌是人体必需的一种微量元素，几乎参与人机体内的所有生理代谢过程，除了在多种金属酶、转录因子及其他蛋白中起着催化或构建作用外，还以神经递质发挥其功能[5].但纯锌的强度较低、延伸率较差，变形处理后合金在室温下发生回复和再结晶，不能作为承力材料使用[6-7].通过添加合金元素和变形处理来细化晶粒是提高Zn合金力学性能的主要强化方式.迄今为止，对生物医用可降解锌合金的研究尚处于探索阶段.国内外已开发的合金体系包括Zn-Mg等二元合金以及Zn-4Al-1Cu等三元合金.如前所述，镁的密度较小，并且弹性模量接近于人骨，镁元素植于人体也具有良好的细胞相容性和血液相容性.镁元素降解之后可以被人体吸收，对人体没有伤害.锌基体中加入适量的镁元素，会形成金属间化合物，对提高合金抗拉强度有一定帮助，但同时会损伤合金的韧性.加入少量镁元素，可以提高锌合金的耐磨性；但加入镁元素过多，则会增加合金的热裂倾向.锌合金中含镁量的多少也会影响到其耐腐蚀性.当镁的质量分数大于1%时，表面生成的腐蚀产物可有效提高合金的耐蚀性，镁含量(质量分数)达到4%时，耐蚀性最佳，但此时铸造过程中浮渣生成量也会显著增多.已有的研究显示，镁质量分数为2.5%～3.5%的Zn-Mg合金耐蚀性较为理想[14]，但本课题组经过系统实验发现，随着Mg含量的增加，合金的轧制性能迅速变差，极易产生边裂等缺陷.为了开发兼具良好力学性能、耐蚀性能及成形性能的Zn-Mg合金，本文在参考文献[11]的基础上，研究了添加w[Mg]=1.5%的Zn-Mg合金铸造态、均匀化处理后及轧制变形后的微观组织结构演化，测试了轧制变形后合金的腐蚀性能.1 实验材料和方法本实验采用纯度为99.99%的Zn锭、纯度为99.99%的Mg锭为原料，制备名义合金成分为Zn-1.5Mg 的二元锌基合金.在高纯石墨坩埚内装入高纯锌锭，放入中频电磁感应真空炉中升温到450 ℃待锌锭完全熔化，继续升高炉温至500 ℃ 并保温10 min.随后用石墨钟罩向合金熔体中压入预热的高纯镁.当金属完全呈熔融态时，将炉温调低50 ℃，向合金熔体中加入除气剂C2Cl6后用石墨棒搅拌，排除熔融金属内部的气体.最后在450 ℃静置20 min，去除氧化物浮层，浇铸至水冷铜模内得到光亮的Zn-1.5Mg合金铸锭.采用Plasma 400型等离子体发射光谱仪测试铸造合金的实际成分，结果显示Zn 的质量分数为98.54%，Mg的质量分数为1.46%.铸造态合金试样经过300 ℃×10 h均匀化处理后，用电火花线切割机切割成100 mm×30 mm×4 mm 的试样，经酒精超声清洗20 min，除去表面油脂.合金的轧制温度为200 ℃，道次压下量为10%～15%，总压下量为73%.使用MPDDY2094型X射线衍射仪对合金样品作物相分析，采用附带能谱仪的ULTRA PLUS型场发射扫描电镜观察合金的微观组织特征.选取轧制变形量为73%的Zn-1.5Mg合金进行拉伸试验.根据GB/T 228—2002制备拉伸试样，试样表面涂抹粒度1.5的金刚石抛光膏抛光后，采用CMT 5105-SANS型电子万能试验机进行拉伸，拉伸速率为0.5 mm/s，拉伸实验数据取三次拉伸平均值.通过电化学实验测出样品的阻抗谱及Tafel曲线，根据电化学数据评估样品的腐蚀性能.实验设备为CHI 604D型电化学工作站.本实验采用三电极系统，参比电极选用饱和甘汞电极(RE)，选用铂为辅助电极(CE)，工作电极为环氧树脂镶嵌的待测合金(WE).试样在模拟体液中浸泡5～10 min后开始测量.Tafel曲线测试所采用的参数如下：扫描速率1 mV/s，扫描范围为±600 mV于开路电压.EIS阻抗谱的扫描频率为0.01～10 000 Hz，外加电压为0.005 V.用电火花线切割机分别将厚度为2.04 mm、1.09 mm的轧后样品切割成10 mm×10 mm的试样.环氧树脂镶嵌后的试样表面经400#、1200#、2000#、3000#砂纸打磨并精抛后进行电化学测试.每组实验测试三个平行试样.实验通过样品失重评价轧态样品在模拟体液(SBF)中的腐蚀性能.将轧制变形量分别为49%和73%的Zn-1.5Mg合金轧制样品依次用 400#、1 200#、2 000#、3 000#砂纸打磨光滑，每组实验三个平行试样，实验数据取平均值.将试样在SBF中分别浸泡1、 2、 4、 8、 14、 22和32d.电解质溶液选择pH为7.4的Hank’s 液.溶液体积为20 ml/cm2，具体配制过程执行ISO/FDIS23317：In vitro evaluation for apatite-forming ability of implant materials的规定.2 结果与讨论2.1 铸态组织图1为Zn-Mg二元合金相图，图2显示的是Zn-1.5Mg合金铸态和均匀化后的XRD分析结果.图3为铸态Zn-1.5Mg合金的扫描照片.结合合金相图及XRD测试结果分析可知，铸态Zn-1.5Mg合金中存在η-Zn、Mg2Zn11及MgZn2三种相. 图1 Zn-Mg二元合金相图Fig.1 Phase diagram of Zn-Mg alloy图2 Zn-1.5Mg合金铸态和均匀化后的XRD分析结果Fig.2 XRD analysis results of Zn-1.5Mg alloy as cast and after homogenization treatment图2显示经过均匀化处理后，合金中未检测到MgZn2相存在，均匀化后合金组织主要由η-Zn和Mg2Zn11相组成.Zn-1.5Mg合金在铸造过程中，由于水冷铜模冷却速度较快，使得Zn-1.5Mg合金在较大的过冷度下发生非平衡凝固，导致Zn-1.5Mg合金在凝固过程中产生晶内成分偏析.先结晶凝固的部分含高熔点的组分多，后结晶的部分含低熔点的组分多，导致晶粒内部成分不均匀，铸态组织中析出MgZn2相.经过均匀化处理后，合金中的MgZn2相固溶到了Zn基体内部，使非平衡相MgZn2消失.由于Mg2Zn11相的分解温度较高，未能固溶到Zn基体内部.图3(a)中A区域的灰色枝晶为初生的η-Zn相；图3(b)中B区域内黑灰相间的片层状组织为Mg2Zn11+η-Zn共晶组织，其中，灰色为η-Zn相，黑色为Mg2Zn11相.合金在凝固过程中，由于水冷铜模冷却速度较快，使合金在较大的过冷条件下凝固.溶质元素Mg不能够充分扩散，造成晶粒内部成分偏析，形成枝晶组织，晶粒内部元素分布不均匀，形成非平衡相MgZn2.图3 铸态Zn-1.5Mg合金的SEM形貌Fig.3 SEM images of as casting Zn-1.5Mg alloy图4(a)为均匀化处理后Zn-1.5Mg合金的SEM形貌，图4(b)为图4(a)中方形区域局部放大图.对比图3铸态和图4均匀化热处理后Zn-1.5Mg合金的显微组织观察结果可以看出，均匀化后共晶组织的片层状形态消失，铸态下存在的非平衡相MgZn2经过均匀化后溶解到基体中.平衡凝固条件下，温度不断下降，首先从液相中析出初生η-Zn相，当温度降至共晶点时，发生共晶反应L→Mg2Zn11+η-Zn.但是合金溶液浇注后由于冷却速度非常快，在特定的温度区间下没有足够的扩散时间，产生了晶内偏析现象，析出了少量非平衡相MgZn2，故铸态下合金的室温相组成为η-Zn相、Mg2Zn11相以及MgZn2相.均匀化处理后，共晶片层组织特征消失，晶内组织变得均匀，枝晶间的非平衡凝固相固溶到了基体中，Mg2Zn相消失，均匀化后合金的相组成为η-Zn和Mg2Zn11相.图4 均匀化处理后Zn-1.5Mg合金的SEM形貌Fig.4 SEM images of Zn-1.5Mg alloy after homogenization treatment图5显示的是经过均匀化处理后的Zn-1.5Mg合金分别经49%和73%的轧制变形后的显微组织.由图5(b)可以看出，经过总压下量73%的轧制变形后，枝晶几乎全部破碎成颗粒状，呈无序状态分布在合金内部.随着轧制道次的增加，条状相以及圆形大颗粒逐渐碎裂，散乱无序的分布在基体内.出现这一现象的原因是由于条状相以及圆形大颗粒硬度大，且塑性较差，轧制过程中这些区域容易产生应力集中，导致晶粒破碎而实现细化.均匀化处理后的Zn-1.5Mg合金经过五道次总压下量73%的轧制变形后，枝晶显著细化，呈现不规则的颗粒状且散乱无序地分布在基体内. 图5 经不同变形量轧制后Zn-1.5Mg合金的显微组织Fig.5 SEM morphologiesof rolled Zn-1.5Mg alloy at different rolling deformation rates(a)—轧制变形量49%； (b)—轧制变形量73%图6 轧制后Zn-1.5Mg真应力-真应变曲线和加工硬化率-真应变曲线Fig.6 True stress - true strain curve and strain hardening rate-true strain curve of rolled Zn-1.5Mg alloy2.2 轧制试样的力学性能图6为轧制变形量为73%的Zn-1.5Mg合金的真应力-真应变曲线及加工硬化率-真应变曲线.由图可见，变形量为73%的Zn-1.5Mg合金的屈服强度和抗拉强度分别为190 MPa和204 MPa，断裂延伸率为2.44%.据参考文献[11]报道，铸态纯锌的屈服强度低至12 MPa，抗拉强度仅20 MPa左右，延伸率不足2%；纯Zn 中加入质量分数为1%的Mg后，抗拉强度、屈服强度、延伸率分别提高至127 MPa、184 MPa和2.1%.研究表明，人骨抗拉强度为30～280 MPa，延伸率为1%～2%[12].对比分析后可见，本研究开发的Zn-1.5Mg合金拥有更好的塑性，并且抗拉强度也显著提升，符合生物医用合金的相关性能要求.2.3 轧制试样的腐蚀性能图7(a)为轧制变形量分别为49%和73%的Zn-1.5Mg合金的腐蚀速率图.从图可知，在浸泡起始阶段，两种不同厚度的轧态样品腐蚀速率较高，且腐蚀速率的变化也较为明显.当浸泡时间超过4天之后，两种厚度的合金的腐蚀速率变化趋缓，腐蚀速度基本保持在0.2 mm/a，即3.8 g/(m2·d-1) 左右.相比于镁合金的腐蚀速率18 g/(m2·d-1)[10]，本研究中的Zn-1.5Mg合金的腐蚀速率要小得多.参考文献[8]指出，骨修复器械通常要求能够维持 3～6个月的服役期，其体外降解速率应小于0.5 mm/a，故实验合金符合该项要求.对比相同浸泡天数的两种厚度的合金腐蚀速率可以发现，轧制变形量为73%的合金腐蚀速率总体低于轧制变形量为49%的合金.这是由于轧制后Zn-1.5Mg合金内的枝晶细化成颗粒状，并且组织更加致密，阻碍了腐蚀的进程，导致腐蚀速率降低.由外推法分析图7(b)所示的合金极化曲线后可知，轧制变形量为49%的合金样品腐蚀电压为-0.97 V，腐蚀电流为1.07×10-5 A/cm2，轧制变形量为73%的合金样品腐蚀电压为-0.94 V，腐蚀电流为1.98×10-5 A/cm2.两种样品的腐蚀电压均大于镁的标准电极电位(-2.34 V(vs SHE))，小于铁的标准电极电位(-0.44 V(vs SHE)).且随着变形率的增加，合金的抗腐蚀性能逐渐增强.研究中发现轧制态Zn-1.5Mg合金腐蚀后表面变黑、变暗.随着浸泡时间的增加，电极表面会吸附腐蚀产物，电极表面的实际面积随之增大，而且试样表面会变粗糙，这种粗糙表面的成因除了腐蚀作用外，还包括杂质、晶界和位错[9].图7 轧制态Zn-1.5Mg合金的腐蚀速率曲线及在pH 7.4模拟体液中的极化曲线Fig.7 Corrosion rates curve and polarization curve at SBF of rolled Zn-1.5Mg alloy(a)—腐蚀速率曲线； (b)—极化曲线3 结论(1)铸态Zn-1.5Mg合金中存在η-Zn、Mg2Zn11及MgZn2三种相.均匀化后合金内共晶组织的片层状形态和MgZn2消失.(2)均匀化后的Zn-1.5Mg合金在变形量为73%轧制变形后，屈服强度和抗拉强度分别为190 MPa和204 MPa，断裂延伸率为2.44%.(3)Zn-1.5Mg合金在pH值为7.4的SBF溶液中浸泡超过4天后，其腐蚀速度基本保持在0.2 mm/a左右.腐蚀电压在-0.9 V左右，具有良好的耐腐蚀性，符合对生物医用材料的耐蚀性要求.参考文献：[1] Zheng Y F, Gu X N, Witte F. Biodegradable metals[J]. Materials Science & Engineering R, 2014, 77: 1-34.[2] 王安东，戴起勋. 生物医用材料316L不锈钢的磨损腐蚀特性研究[J]．金属热处理，2005， 30(3)： 33-36.(Wang Andong Dai Qixun，Wear-corrosion behavior of 316L stainless steel for biomedical applications[J].Heat Treatment of Metals, 2005， 30(3): 33-36.)[3] 姜宇，杨述华. 可降解材料在骨科的应用[J]. 临床骨科杂志，2004， 7(1)：115-118.(Jiang Yu，Yang Shuhua.The application and research of biodegradable material in orthopedics[J]．Journal of Clinical Orthopaedics, 2004, 7(1): 115-118.)[4] Kubasek J, Vojtech D, Jablonska E, et al. Structure, mechanical characteristics and in vitro degradation, cytotoxicity, genotoxicity and mutagenicity of novel biodegradable Zn-Mg alloys[J]. Materials Science & Engineering C, 2016, 58: 24-35.[5] Vida T A, Freitas E S, Brito C, et al. Thermal parameters and microstructural development in directionally solidified Zn-Rich Zn-Mg alloys[J]. Metallurgical and Materials Transactions A, 2016, 47A(6): 3052-3064.[6] Chen Q, Thouas G A. 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生物矿化医学材料的分类
生物矿化医学材料主要包括以下几类：
1. 生物陶瓷材料：如氧化铝、氧化锆、生物玻璃陶瓷等，它们具有稳定的物理化学性能。

这种材料主要用于修复或替换人体组织、器官或增进其功能。

2. 医用金属材料：如钛和钛合金、不锈钢、钴-铬合金和镁锌合金等，它们
具有较强的机械强度、抗疲劳性、耐腐蚀性和优异的生物相容性。

这些材料主要用于骨关节固定设备、人工关节、矫形、脊柱矫形、颅骨修复、人工心脏瓣膜、心血管支架等。

3. 医用复合材料：由两种或两种以上材料复合而成的生物医学材料，如复合金属材料、复合陶瓷材料和复合聚合物材料。

这种材料具有良好的生物相容性，主要用于人工器官或组织的制造和人体组织的修复或更换。

4. 生物医学衍生材料：经过特殊处理的天然生物组织形成的生物医学材料，如人工心脏瓣膜、巩膜修复体、骨骼修复体、血液透析膜和纤维蛋白制品等。

以上信息仅供参考，如有需要，建议查阅相关文献或咨询专业医生。

生物医用金属材料的研究及其应用前景随着医疗技术不断发展，生物医用金属材料的应用在各个领域都得到了极大的推广。

金属材料因其高强度、导电性、耐腐蚀性等特性成为了生物医用领域中不可替代的材料。

在人造关节、牙科修复、内部支架等医疗器械中，金属材料的应用有着不可替代的重要作用。

一、生物医用金属材料的分类生物医用金属材料按其在人体内的应用可以分为两类：内部应用金属材料和外部应用金属材料。

内部应用金属材料主要包括人造关节、植入材料、牙科修复等。

此类金属材料主要应用在人体内，因此更需要考虑生物相容性和生物安全性。

一般来说，内部应用金属材料都需要经过严格的生物相容性和生物安全性评估后才能投入使用。

此类金属材料常用的材质有钛合金、铬钼合金、钴铬合金等，这些金属材料的耐磨性和稳定性优异，能够承受人体内部的各种力量，而不会受到破坏。

外部应用金属材料主要包括医疗仪器、手术器械、医用终端设备等。

此类金属材料更多地应用在医疗环境中，具有较高的机械强度、化学稳定性和防腐性。

因此材质一般选择不易生锈的金属，如不锈钢、镍钛合金等。

二、生物医用金属材料的优点生物医用金属材料的优点在于材质的高强度、良好的生物相容性和生物安全性，以及材料的高耐磨性和稳定性。

此外还有材料导电性良好等特点，可用于将电子设备与人体内部进行连接或控制。

在人工关节的应用中，钛合金、铬钼合金和钴铬合金具有非常好的耐磨性和生物相容性，可以承受人体内部的高强度力量，因此得到了广泛的应用。

在牙科修复和植入材料中，金属材料代替了传统的牙齿修复材料，能够更好地承受人体内部的压力和力量。

三、生物医用金属材料的应用前景随着人民生活水平和医学科技的不断提升，人们对于生物医用金属材料的应用需求越来越高。

尤其是在人造关节、牙科修复、植入材料等领域有着广泛的应用前景。

而新型生物医用金属材料的研发也为生物医学领域带来了无尽的可能性，特别是对于金属材料的开发，以及在多项应用领域中的应用，都有着广阔的发展前景。

c1002生物材料学科分类C1002生物材料学科分类引言：C1002生物材料学科是一个研究生物材料以及其应用的学科领域。

生物材料是指用于医学和生物工程领域的材料，包括生物可降解材料、生物活性材料和生物组织工程材料等。

本文将以C1002生物材料学科分类为主题，探讨其相关研究领域和应用。

一、生物可降解材料生物可降解材料是指在体内或体外环境下能够自然降解的材料。

这类材料具有良好的生物相容性和生物可降解性，可以避免二次手术和患者不适。

生物可降解材料主要包括聚合物、金属和陶瓷等。

聚合物材料如聚乳酸、聚酯和聚酰胺等，在生物组织修复、药物缓释和医学器械中得到广泛应用。

金属材料如镁合金和锌合金等，可用于骨科植入物和血管支架等领域。

陶瓷材料如羟基磷灰石和三氧化锆等，具有良好的生物相容性和力学性能，适用于骨修复和牙科修复等。

二、生物活性材料生物活性材料是指具有生物活性的材料，能够与生物体发生相互作用并产生特定的生物效应。

这类材料主要包括生物玻璃、生物陶瓷和生物涂层等。

生物玻璃是一种具有良好生物相容性和生物活性的无机材料，广泛应用于骨修复和牙科修复等领域。

生物陶瓷如羟基磷灰石和钙磷酸盐陶瓷等，具有良好的生物相容性和骨结合性能，可用于骨修复和牙科修复等。

生物涂层是将活性物质涂覆在材料表面，以实现特定的生物效应，如抗菌、促进骨生长和减少炎症等。

三、生物组织工程材料生物组织工程材料是指用于修复和重建生物组织的材料。

这类材料可以提供细胞黏附、生长和分化的支持，并在体内融合和重建组织。

生物组织工程材料主要包括生物支架、生物胶和生物纤维等。

生物支架是一种具有三维结构的材料，可提供机械支撑和导向细胞生长，广泛应用于骨修复和软组织工程等。

生物胶是一种可注射或涂覆的材料，可用于组织粘合、修复和再生。

生物纤维是一种具有纤维状结构的材料，可用于组织修复和再生，如胶原蛋白纤维和天然蛋白纤维等。

四、生物材料应用领域生物材料在医学和生物工程领域有广泛的应用。

摘要：随着材料科学的不断发展，高熵合金因其独特的结构和性能而受到广泛关注。

本文主要介绍了高熵锌合金的背景、亲锌特性及其在防腐蚀、耐磨、生物医学等领域的应用前景。

一、引言高熵合金（High-Entropy Alloys，简称HEAs）是指由五种或五种以上元素组成，每种元素的摩尔分数接近或相等的新型合金。

自2004年高熵合金被提出以来，其在力学性能、耐腐蚀性、耐磨性等方面的优异性能使其成为材料科学领域的研究热点。

其中，高熵锌合金作为一种具有亲锌特性的新型合金，引起了广泛关注。

二、高熵锌合金的背景锌是一种重要的工程材料，具有良好的耐腐蚀性、耐磨性和生物相容性。

然而，纯锌的强度较低，限制了其在一些高应力、高磨损等领域的应用。

为了提高锌的性能，研究者们尝试通过合金化方法来改善锌的性能。

高熵锌合金作为一种新型合金，具有以下优点：1. 具有高熵效应：高熵合金中元素种类多，原子尺寸差异大，导致合金内部形成复杂的晶体结构，从而提高合金的强度、韧性和耐腐蚀性。

2. 具有丰富的相结构：高熵锌合金中存在多种固溶相和金属间化合物，这些相结构的形成有利于提高合金的力学性能和耐腐蚀性。

3. 具有亲锌特性：高熵锌合金在锌基体中具有良好的溶解性，有利于提高锌的利用率。

三、高熵锌合金的亲锌特性1. 高溶解性：高熵锌合金在锌基体中具有良好的溶解性，使得合金元素能够在锌基体中均匀分布，从而提高锌的利用率。

2. 高扩散性：高熵锌合金中元素扩散速度快，有利于提高锌的合金化效果。

3. 高反应性：高熵锌合金与锌基体之间具有良好的反应性，有利于形成具有优异性能的界面。

四、高熵锌合金的应用前景1. 防腐蚀领域：高熵锌合金具有优异的耐腐蚀性能，可用于制备耐腐蚀涂层、防腐材料等。

例如，在海洋工程、石油化工等领域，高熵锌合金涂层可以有效地保护设备免受腐蚀。

2. 耐磨领域：高熵锌合金具有高硬度、高耐磨性，可用于制备耐磨零件、耐磨涂层等。

例如，在汽车、机械制造等领域，高熵锌合金耐磨涂层可以延长零件的使用寿命。

增材制造是一种快速发展的新兴制造技术，它在医疗领域中有着广泛的应用前景。

特别是在骨科植入物领域，增材制造技术能够实现个性化定制，提高植入物的适配性和稳定性，因此备受关注。

锌合金作为一种具有优良生物相容性和力学性能的材料，被广泛应用于骨科植入物的制造中。

设计并验证锌合金骨科植入物的原则指南显得尤为重要。

一、增材制造锌合金骨科植入物设计原则增材制造锌合金骨科植入物的设计需要考虑以下几个方面：1.材料选择选择生物相容性好、力学性能优异的锌合金材料，比如Zn-Al-Cu合金、Zn-Mg合金等。

要考虑到增材制造过程中对材料性能的影响，确保最终产品的质量。

2.结构设计根据植入部位的特点和患者的个体差异，设计合理的植入物结构，包括形状、尺寸、表面处理等。

通过增材制造技术，可以实现个性化设计，满足不同患者的需求。

3.生物力学性能保证植入物具有良好的生物力学性能，包括足够的强度和韧性，以及适当的弹性模量和表面硬度，以确保植入物能够承受生物力学环境的挑战。

4.功能设计根据植入物的具体用途，设计相应的功能结构，比如表面纳米结构、滑动表面等，以提高植入物的功能性和适配性。

二、增材制造锌合金骨科植入物验证原则在设计完成之后，需要对增材制造的锌合金骨科植入物进行验证，以确保其满足临床应用的要求。

1.生物相容性验证通过体内和体外的生物相容性测试，评估植入物对组织和细胞的影响，包括细胞毒性测试、皮肤刺激测试等，以确保植入物在人体内不会引起不良反应。

2.力学性能验证使用标准化的力学测试方法，对植入物的强度、韧性、疲劳性能等进行验证，确保其能够在生物力学环境下具有良好的性能。

3.表面性能验证对植入物的表面性能进行测试，包括表面粗糙度、表面硬度、耐磨性等，以确保其能够在临床使用中具有良好的耐久性和耐腐蚀性能。

4.功能性能验证根据植入物的具体功能，进行相应的功能性能验证，确保植入物能够满足临床需求，比如植入物的成形性、适配性等。

5.临床试验进行临床试验，评估植入物在实际临床使用中的效果和安全性，收集临床数据，对植入物的长期效果进行评估。

生物医用材料的种类及应用
一、生物医用材料的种类
1、金属材料
金属材料具有良好的机械特性，其中常用的金属材料包括钛材料、钢
材料、不锈钢材料、铝合金等。

它们通常用于制造医疗器械（例如刀具、
针管、器官移植支架）以及一些器械设备，如内窥镜、微创手术的器具等。

2、陶瓷材料
陶瓷材料是一种熔体结晶性材料，具有良好的刚性、热导率和耐热性
特征，常用的陶瓷材料包括氧化铝陶瓷、三氧化硅系陶瓷、氧化铝自熔质
陶瓷等。

它们在医疗领域的应用非常广泛，如制造血液净化膜、体外血液
流变仪等。

3、高分子材料
高分子材料是以热塑性聚合物为主的多种物质的总称，具有良好的柔
韧性和可加工性，常用的高分子材料有聚乙烯、聚丙烯、聚氯乙烯、聚甲
醛等。

它们的应用主要是用于制造生物相容性的医疗器械。

例如人工植入物、组织修复材料、心脏假体等。

4、纳米材料
纳米材料是指重量在一吨以下，体积在10-9m3以下的微型材料。

纳
米材料具有极好的生物相容性，可以用于制造人工器官和生物体内的结构
材料，例如纳米纤维、纳米胶囊等。

二、生物医用材料的应用
1、生物活性器件
生物活性器件是将器件与生物体（例如人体）结合制成的新型器件。