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鎂基材料表面微弧氧化生物醫(yī)用陶瓷涂層研究進(jìn)展

2011-11-22 03:32李智
電鍍與涂飾 2011年6期
關(guān)鍵詞:微弧陶瓷膜耐腐蝕性

李智

(成都醫(yī)學(xué)院藥學(xué)院,四川 成都 610083)

鎂基材料表面微弧氧化生物醫(yī)用陶瓷涂層研究進(jìn)展

李智

(成都醫(yī)學(xué)院藥學(xué)院,四川 成都 610083)

利用微弧氧化技術(shù)在鎂基材料表面原位生成陶瓷膜層,能顯著增強(qiáng)鎂基材料的耐磨性、耐腐性、生物相容性等表面性能,在醫(yī)用鎂基材料表面改性中具有廣泛的應(yīng)用前景。本文主要對鎂基材料表面微弧氧化所用的電解液組成、陶瓷膜的結(jié)構(gòu)組成、復(fù)合生物涂層及其生物相容性的研究現(xiàn)狀進(jìn)行了評述,并對今后的研究前景進(jìn)行了展望。

醫(yī)用鎂基材料;微弧氧化;陶瓷涂層;生物相容性

Author’s address: School of Pharmacology, Chengdu Medical College, Chengdu 610083, China

1 前言

鎂的彈性模量與人體骨骼很相近,將其用作人體骨骼替代材料植入人體,可以避免“應(yīng)力遮蔽”效應(yīng)。另外,鎂還參與人體內(nèi)一系列新陳代謝過程,促進(jìn)骨細(xì)胞的形成,加速骨的愈合。更重要的是,鎂及鎂合金具有非常低的平衡電極電位,特別是在含有Cl-離子的溶液中易被腐蝕而降解,作為植入材料,可以避免二次手術(shù)。鎂及鎂合金在生物醫(yī)用領(lǐng)域顯示出獨(dú)特的應(yīng)用前景,引起了世界范圍的廣泛關(guān)注。但由于鎂及鎂合金在生理環(huán)境中極易降解,因此不能將鎂及鎂合金直接植入人體,而必須對其進(jìn)行表面改性,提高耐腐蝕性,以降低其降解速度。

微弧氧化技術(shù)是在克服以往表面改性需要復(fù)雜工藝缺點(diǎn)的基礎(chǔ)上發(fā)展的一種新型鎂合金防腐技術(shù),其操作簡單,生成的膜與基體結(jié)合緊密,使鎂合金具有更好的耐蝕性、耐磨性以及更高的顯微硬度,是一種很有希望的醫(yī)用金屬植入體表面生物改性技術(shù)[1]。目前,微弧氧化技術(shù)已大量應(yīng)用于工程用鎂合金的表面處理,以控制鎂合金在工程環(huán)境下的腐蝕速度。這為醫(yī)用鎂及其合金的表面處理奠定了一定基礎(chǔ)。但由于人體內(nèi)環(huán)境與工程環(huán)境有很大的差異,因此,醫(yī)用鎂及其合金表面陶瓷膜的生物學(xué)性能要求也就更高。醫(yī)用鎂及其合金表面陶瓷膜除了具備常規(guī)的耐腐蝕性強(qiáng)、與基體結(jié)合良好的性能外,還必須無毒無害、具有良好的生物相容性和生物活性。因此,制備的陶瓷膜中必須含有鈣和磷以及其他生命元素。本文評述了國內(nèi)外鎂基材料表面微弧氧化生物醫(yī)用陶瓷層的研究現(xiàn)狀,并展望了未來微弧氧化技術(shù)的發(fā)展方向。

2 鎂基材料表面微弧氧化生物陶瓷層研究狀況

2. 1 微弧氧化電解液的化學(xué)組成研究現(xiàn)狀

電解液的化學(xué)組成對陶瓷膜的性質(zhì)和形成特征有著決定性的影響。在堿性電解液中,陽極溶解產(chǎn)生的金屬離子和電解液中含有的其他金屬離子可能會轉(zhuǎn)變?yōu)閹ж?fù)電荷的膠體微粒。這些微粒能夠參與成膜,從而改變陶瓷膜的微觀結(jié)構(gòu)[2]。

P. Bala Srinivasan等[3]應(yīng)用Ca(OH)2和Na3PO4配制了3種不同濃度的電解液,其中A為2 g/L Ca(OH)2+ 5 g/L Na3PO4,B為2 g/L Ca(OH)2+ 10 g/L Na3PO4,C為2 g/L Ca(OH)2+ 15 g/L Na3PO4。在相同電參數(shù)條件下對AM50鎂合金進(jìn)行了微弧氧化,觀察了陶瓷膜的形貌,分析了其化學(xué)成分,并測量了陶瓷膜的厚度。結(jié)果表明,3種組分的陶瓷膜都包含磷酸鎂和氧化鎂及Ca和P元素;此外,C組分的陶瓷膜還含有磷酸二鈣和過氧化鈣。雖然 3種組分的陶瓷膜化學(xué)組分相似,但其含量、陶瓷膜的表面形貌及厚度都受電解液的電導(dǎo)率和磷酸鹽濃度的影響。磷酸鹽濃度越高,膜層中P元素含量越多;反之,膜層中P元素含量越少。當(dāng)磷酸鹽濃度過高和過低時,陶瓷膜層上的孔都比較多,其表面形貌比較粗糙;磷酸鹽濃度適中時,陶瓷膜層上的孔比較少,其表面形貌細(xì)致光滑。電解液的電導(dǎo)率越高,得到的陶瓷膜層越厚。其中,A組膜厚為23 μm,B組膜厚為44 μm,而C組膜厚達(dá)到了69 μm。

姚中平等[4]分別采用兩組電解液對AZ91D進(jìn)行微弧氧化。其中,A為NaOH(4 g/L)、Na6P6O18(2 g/L)、Ca(H2PO2)2(0 ~ 0.6 g/L),B 為 Na2SiO3(12 g/L)、Na6P6O18(2 g/L)、Ca(H2PO2)2(0 ~ 0.6 g/L)。結(jié)果發(fā)現(xiàn),隨著電解液中鈣離子濃度的增加,陶瓷膜中鈣含量也相應(yīng)增加。當(dāng)電解液中鈣離子濃度達(dá)到0.6 g/L時,陶瓷膜中鈣磷含量幾乎相當(dāng)。在電解液A中形成的陶瓷膜,其鈣、磷含量高于電解液B中形成的陶瓷膜。由A得到的陶瓷膜均勻分布著許多微孔,而在B組分中形成的膜其微孔比A組分少很多,而且分布不均勻。

Wang等[5]采用微弧氧化法在AZ91D鎂合金表面制備了陶瓷膜層。為了使陶瓷膜層中含有生物活性的TiO2,他們在堿性的硅酸鹽電解液中分別加入了體積比為5%和10%的TiO2溶膠。結(jié)果發(fā)現(xiàn),未加TiO2溶膠的陶瓷膜上的孔較大,并有微裂紋,陶瓷膜層厚為22 μm。隨著TiO2溶膠濃度的增加,陶瓷膜的孔徑和厚度都相應(yīng)減小,其中,加有5%的TiO2溶膠的陶瓷膜層厚為20 μm,加有10%的TiO2溶膠的陶瓷膜層厚為18 μm。沒加TiO2溶膠的陶瓷膜主要由MgO和少量的Mg2SiO4組成,加有TiO2溶膠的陶瓷膜的外層含有無定形的TiO2。電化學(xué)腐蝕表明,具有陶瓷膜的鎂合金耐腐蝕性明顯高于無陶瓷膜的鎂合金,但隨著電解液中TiO2溶膠濃度的增加,陶瓷膜的耐腐蝕性減小。

張向宇等[6]選用鈣鹽和磷鹽作為電解溶液的主要成分,配制了4種溶液體系:A為Ca(NO3)2–NH4H2PO4,B為Ca(CH3COO)2–NH4H2PO4,C為Ca3(PO4)2–Na3PO4,D為CaCO3–Na3PO4。上述4種溶液體系都采用Ca/P比為1的磷酸鹽濃度。微弧氧化后,利用SEM進(jìn)行觀察和能譜分析,結(jié)果發(fā)現(xiàn),在A、B和C 3種溶液體系中形成的涂層表面較為平整,但是微孔孔徑較小,不利于羥基磷灰石或類骨磷灰石的生長,且涂層中的Ca/P原子比遠(yuǎn)小于1。在D溶液體系形成的涂層表面微孔尺寸及分布均勻,有利于羥基磷灰石或類骨磷灰石的生成;且涂層中的Ca/P原子比最高,有利于后續(xù)模擬體液浸泡處理活性物質(zhì)的生成。當(dāng)Ca/P比為1.5時,在D溶液中的涂層孔洞尺寸隨溶液濃度的增大而增大,但繼續(xù)升高溶液濃度時,微孔的大小分布不均勻,且涂層的顏色逐漸加深。當(dāng)溶液濃度過高時,涂層表面變得非常粗糙、疏松且有微裂紋產(chǎn)生。當(dāng)磷離子濃度為20 g/L、Ca/P比為1.5時,得到多孔且分布均勻、富含鈣和磷的涂層,涂層的平均厚度為30 μm。滿足了一般種植體的厚度要求。

綜合分析現(xiàn)有的研究文獻(xiàn),將各種鎂基體材料微弧氧化的電解液成分、電參數(shù)歸納如表1所示。

2. 2 陶瓷膜的結(jié)構(gòu)組成研究進(jìn)展

鎂合金微弧氧化陶瓷膜由內(nèi)側(cè)緊密層和外部疏松層構(gòu)成。由于疏松層存在大量微孔以及微裂紋,當(dāng)陶瓷膜置于體液中時,侵蝕性液體會很快進(jìn)入小孔,進(jìn)而與緊密層相接觸,并發(fā)生腐蝕。因此,陶瓷膜的耐蝕性主要取決于緊密層的厚度和相組成。

姚中平等[4]利用AZ91D鎂合金在NaOH和Na2SiO3體系中制備了微弧氧化陶瓷膜,并對其進(jìn)行了電化學(xué)極化測試。在NaOH體系中,膜層主要含有Mg、Al、P、Ca元素,有少量的MgO,膜厚為3 ~ 5 μm。在Na2SiO3體系中,膜層主要含有Mg、Al、Si、P、Ca元素,有Mg2SiO4和MgO晶體。2個體系涂層的腐蝕電流密度都比基底鎂合金下降了2個數(shù)量級,陶瓷涂層大大提高了鎂合金的耐腐蝕性。

Zhang等[7]以壓鑄AZ91D為基材進(jìn)行微弧氧化。涂層主要由δ–MgAl28O40、β–MgSiO4、(Mg4Al4)(Al4Si2)O20和Mg3Al2Si3O12相組成,較大提高了AZ91D在Hank’s溶液中的耐蝕性和耐磨性。

Zhao等[8]在硅酸鹽體系中對99.95%的鑄態(tài)純鎂進(jìn)行了微弧氧化,得到的陶瓷膜層主要由Mg2B2O5、SiO2和 Mg2SiO4組成。并發(fā)現(xiàn),膜層的厚度和耐腐蝕性都與氧化時間有著直接聯(lián)系。在恒電流條件下,隨著氧化時間的增加,膜層厚度逐漸增加;在17 min時,膜層厚度最大,達(dá)到了30 μm,耐腐蝕性最佳;繼續(xù)延長氧化時間,膜層則出現(xiàn)裂紋,厚度也減小,耐腐蝕性相應(yīng)減小。

表1 鎂及鎂合金微弧氧化工藝參數(shù)Table 1 MAO process parameters of magnesium and its alloys

曾榮昌等[9]以AZ9l為基材,通過微弧氧化研究材料在模擬體液中的腐蝕性和耐磨性,并探討了對基體材料侵蝕腐蝕的影響。結(jié)果表明,陶瓷膜的耐腐蝕性比基體提高了2個數(shù)量級,使沒有膜層的基體腐蝕更嚴(yán)重。膜層中的MgCO3相的存在提高了基體的耐磨性。

張向宇等[6]通過微弧氧化電弧的高溫?zé)Y(jié)作用在鎂合金表面制備了多孔、分布均勻且富含鈣磷的生物涂層,陶瓷膜主要由Mg、MgO、Mg3(PO4)2和少量的CaNaPO4相組成,陶瓷膜中富含鈣、磷元素,出現(xiàn)了鈣磷化合物的物相。膜層中MgO含量很高,這對提高膜層耐蝕性很有利。Mg3(PO4)2有利于誘導(dǎo)羥基磷灰石的生成及細(xì)胞的附著和生長,能改善鎂合金與骨的結(jié)合。同時陶瓷膜的粗糙多孔表面為形核提供了有利位置,可誘導(dǎo)磷灰石的形成,利于鎂合金與人體的結(jié)合生長,縮短愈合時間。陶瓷膜的極化電位為-1.36 V,與鎂合金基體相比提高約0.29 V。因此,具有較好的耐蝕性;干摩擦下的摩擦系數(shù)為 0.23,與鎂合金基體相比降低約0.15左右,具有較好的耐磨性。在模擬體液的環(huán)境下,涂層表面可形成羥基磷灰石層,具有一定的骨形成能力,表現(xiàn)出較好的生物活性。

2. 3 復(fù)合生物涂層和生物相容性研究進(jìn)展

為了提高鎂合金的生物學(xué)和腐蝕學(xué)性能,一些學(xué)者綜合利用物理方法和電化學(xué)方法的優(yōu)點(diǎn),在鎂合金表面制備了復(fù)合耐蝕生物涂層。

Xu等[10]先把WE42鎂合金在硅酸鹽體系中進(jìn)行微弧氧化,在陶瓷膜上出現(xiàn)了孔洞和裂紋,然后在陶瓷膜上制備了帶有聚乳酸–羥基乙酸共聚物納米顆粒的交聯(lián)凝膠層。掃描電鏡觀察顯示,納米顆粒能很好地封閉孔洞和微裂紋。研究表明,該復(fù)合涂層既能控制納米顆粒的藥物釋放,又能阻止腐蝕離子擴(kuò)散進(jìn)入陶瓷膜,提高了鎂合金的耐腐蝕性能。

Wu等[11]先在磷酸鹽體系中對AZ91D鎂合金進(jìn)行微弧氧化形成陶瓷膜,增強(qiáng)了鎂合金的耐腐蝕性;然后在含有羥基磷灰石的殼聚糖醋酸溶液中采用電泳沉積方法,在陶瓷膜上沉積了含有不同比例羥基磷灰石和Ca(OH)2的磷酸鈣/殼聚糖涂層,再浸入PBS溶液中,使涂層中Ca(OH)2轉(zhuǎn)變?yōu)镃aHPO4·2H2O和羥基磷灰石,從而提高了鎂合金的生物活性。

Shi等[12]先在含有 NaF的硅酸鹽體系的電解液中對純鎂進(jìn)行微弧氧化,形成的陶瓷膜厚度為12 μm,陶瓷膜主要含有MgO和MgF2相,其表面均勻分布著許多微米級的小孔。將含有TiO2的溶膠凝膠浸漬陶瓷膜,再通過水熱處理,在陶瓷膜上形成了TiO2封閉層,使鎂的耐腐蝕性提高了30倍。

Gao等[13]以Mg–Zn–Ca合金為基底,在硅酸鹽體系中進(jìn)行了微弧氧化,所得的陶瓷膜層上有較多的孔,大孔的直徑約為1 ~ 3 μm,但大多數(shù)孔徑為納米級。陶瓷膜層沒有微裂紋,膜層主要由Mg、O、P和少量的Ca、Na、K元素組成。然后采用電化學(xué)沉積方法在陶瓷膜上制備了棒狀的納米羥基磷灰石層。通過掃描電鏡觀察和能譜測試,棒狀的納米羥基磷灰石沉積在陶瓷膜的孔里,并均勻和密集地覆蓋在陶瓷膜上。原子力顯微鏡顯示,棒狀的羥基磷灰石直徑為95 ~ 116 nm,厚度為42 nm。這種狀態(tài)有利于細(xì)胞的成活。與基底比較,復(fù)合涂層的腐蝕電位增加了161 mV,腐蝕電流密度從3.36 × 10-4A/cm2降到2.40 × 10-7A/cm2,提高了鎂合金的耐腐蝕性。

王亞明等[14]首先采用冷噴涂法在 AZ91合金表面預(yù)置純Ti涂層,其厚度約100 μm,外表面形貌粗糙。再利用65 kW雙極脈沖微弧氧化裝置對純Ti預(yù)置層進(jìn)行表面活化處理。微弧氧化處理后,在Ti層表面產(chǎn)生微弧放電孔,該微弧氧化層厚度約 5 μm,主要成分為Ti2O3,還含有少量鈣、磷等物質(zhì),提高了冷噴涂Ti層的生物學(xué)活性和致密性。復(fù)合涂層顯著提高了 AZ91合金在模擬體液(SBF)中的自腐蝕電位。它表明,含Ti生物復(fù)合涂層也具有良好的抗腐蝕性能。

查磊等[15]以鑄態(tài)WE42鎂合金為基底材料進(jìn)行微弧氧化,制成了WE42微弧氧化修飾(MAO/WE42)陶瓷膜層,再在陶瓷膜層表面進(jìn)行聚左旋乳酸(PLLA)封孔處理,制成MAO+PLLA修飾的WE42(MAO+PLLA/ WE42)復(fù)合涂層。該復(fù)合涂層在37 °C的Hank’s液中浸泡24 h后,掃描電鏡觀察顯示,WE42表面有結(jié)構(gòu)疏松且分布不均勻的沉淀顆粒堆積,表面孔隙結(jié)構(gòu)增多,出現(xiàn)較重的龜裂,形成大的腐蝕孔洞;MAO/WE42和MAO+PLLA/WE42材料浸泡前后變化較輕,且沉淀顆粒較WE42均勻,變化相對較小,未出現(xiàn)明顯的腐蝕孔洞。MAO及MAO+PLLA表面修飾在WE42鎂合金的表面形成陶瓷膜層,明顯減慢了鎂合金降解產(chǎn)物的釋放速度。復(fù)合涂層提高了WE42鎂合金的耐蝕性。

苗波等[16]研究了不同涂層鎂合金兔下頜骨植入的生物相容性。選取了生物醫(yī)用鎂合金[Mg(98%)–Zn(1%)–Mn(1%)]作為基體材料,并對其進(jìn)行了微弧氧化處理。微弧氧化的工作參數(shù)為:氧化電壓400 V,氧化時間10 min,脈沖頻率500 Hz,占空比15%。經(jīng)過上述方法得到含鈣、磷的生物活性復(fù)合涂層和含鈣、磷、銀的生物活性復(fù)合抗菌涂層。將微弧氧化得到的兩種鎂合金植入體及未處理鎂合金在無菌手術(shù)條件下植入哈爾濱大白兔的下頜骨內(nèi),4、8、12周分批處死后取材。對 3種鎂合金植入物的肝、腎進(jìn)行病理學(xué)檢測,均未發(fā)現(xiàn)對其造成不良影響。表明鎂合金表面微弧氧化形成的鈣磷銀涂層及鈣磷涂層植入動物體內(nèi)在早期是安全的。體外抑菌試驗(yàn)表明,鈣磷銀涂層鎂合金植入體具有抑菌作用,并能更好地誘導(dǎo)骨修復(fù)。

柳麟翔等[17]探討了微弧氧化 AZ91D鎂合金的骨結(jié)合性能。鏡下結(jié)果顯示,術(shù)后 4周,鎂合金實(shí)驗(yàn)組成骨細(xì)胞數(shù)量較少,且形態(tài)不及純鈦對照組排列規(guī)則,但可見部分骨組織已長入涂層材料中;隨著植入時間的增加,12周時長入材料中的新骨數(shù)量及深度也隨之增加,且實(shí)驗(yàn)組和對照組結(jié)果較接近。表明微弧氧化的鎂合金在早期即可提供骨細(xì)胞長入的生物固定作用,且隨著植入時間的延長,種植體成骨能力逐步增強(qiáng),與骨組織的結(jié)合更加緊密。種植體界面參差不齊,一方面,提示新骨已經(jīng)長入粗糙的微弧氧化層表面。由此可見,經(jīng)微弧氧化處理后,多孔的材料表面不僅增加了與成骨細(xì)胞的結(jié)合面積,而且有利于與骨界面產(chǎn)生鎖結(jié)現(xiàn)象。另一方面,也提示可能有微量的表面材料溶解,而材料中鎂離子的微量釋放對成骨是有益的。上述跡象表明,微弧氧化后AZ91D鎂合金具有較好的骨結(jié)合性能。

吳婕等[18]將AZ9lD鎂合金引入口腔植入材料研究領(lǐng)域,采用微弧氧化技術(shù)對鎂合金表面進(jìn)行了改性,所用的電解液為含硅無機(jī)鹽溶液,并采用 SIMOXIDE微弧氧化10 ~ 20 min,電壓為400 ~ 600 V,電源功率為65 kW。將微弧氧化AZ9lD鎂合金材料浸提液置于金黃地鼠頰囊黏膜上,通過肉眼觀察及組織切片觀察發(fā)現(xiàn),該材料對黏膜的刺激性與陰性對照組無明顯差異,反應(yīng)程度均為無刺激。實(shí)驗(yàn)結(jié)果說明,該材料在實(shí)驗(yàn)條件下對口腔黏膜無刺激。此外,他們還對微弧氧化后的AZ9lD鎂合金進(jìn)行了鼠傷寒沙門氏菌回復(fù)突變實(shí)驗(yàn),結(jié)果表明,材料各劑量組均未引起測試菌株回變菌落數(shù)的明顯增加。微弧氧化AZ91D鎂合金微生物回復(fù)突變實(shí)驗(yàn)結(jié)果為陰性,不具有點(diǎn)突變誘變性。

查磊等[15]對鑄態(tài)的WE42鎂合金進(jìn)行微弧氧化,再用聚左旋乳酸(PLLA)對陶瓷膜進(jìn)行封孔處理。對具有復(fù)合涂層的WE42鎂合金進(jìn)行了生物學(xué)評價,采用材料浸提液處理人臍靜脈內(nèi)皮細(xì)胞,以MTT比色法檢測細(xì)胞相對增殖率來判斷細(xì)胞毒性的級別,同時,測定與材料表面接觸2 min后血漿的凝血時間(PT、RT)及經(jīng)材料浸提液處理的2%人血懸液的溶血率。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,未經(jīng)修飾的WE42鎂合金雖然具有較好的抗凝血性,但其細(xì)胞毒性及溶血反應(yīng)也較強(qiáng),出現(xiàn)了嚴(yán)重的內(nèi)皮細(xì)胞損傷及溶血現(xiàn)象。而微弧氧化后、以及微弧氧化后再封孔的WE42鎂合金無明顯細(xì)胞毒性作用,涂層具有一定的抗凝血性能。溶血試驗(yàn)結(jié)果顯示,具有涂層的WE42的溶血率均低于無涂層的WE42,且微弧氧化后再封孔的WE42其抗溶血性能優(yōu)于微弧氧化后未封孔的WE42。說明微弧氧化表面修飾可改善WE42鎂合金的生物相容性,PLLA封孔處理可提高WE42鎂合金的抗溶血性能。

3 結(jié)語

利用微弧氧化技術(shù)制備可降解的應(yīng)用于整形外科的鎂合金植入體,具有較大的發(fā)展?jié)摿蛻?yīng)用價值。但是要將該技術(shù)應(yīng)用于實(shí)際的臨床病例,還有很多工作要做。當(dāng)前仍存在一些不足:

(l) 雖然氧化物涂層可以提高鎂合金的耐腐蝕能力,但是在骨組織的愈合期間,有可能在骨折愈合之前鎂合金就已降解而失去支撐作用。

(2) 微弧氧化后,氧化物涂層只是具有一定的生物活性, 尚需結(jié)合其它實(shí)驗(yàn)對其生物相容性以及物理與化學(xué)性質(zhì)的穩(wěn)定性進(jìn)行全面評價。

因此,鎂基材料微弧氧化技術(shù)未來的研究方向應(yīng)側(cè)重于:

(1) 通過微弧氧化對鎂基材料表面進(jìn)行處理,賦予其良好的生物活性,并具有一定的抗菌功能。

(2) 通過微弧氧化達(dá)到控制鎂基材料降解速度的目的,使鎂基材料降解速度慢于骨骼愈合速度,并保持良好的力學(xué)性能。

(3) 開發(fā)具有低成本、高效率和界面結(jié)合力好的鎂基材料表面生物涂層微弧氧化制備技術(shù)。

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Research progress of biomedical ceramic coatings obtained by micro-arc oxidation on the surface of magnesium-based materials //


LI Zhi

The ceramic coating in-situ formed on the surface of magnesium-based materials by micro-arc oxidation (MAO) can remarkably improve the surface properties such as wear resistance, corrosion resistance and biocompatibility, which present a extensive application prospect in the surface modification of medical magnesium-based materials. In this article, a review was given on the research status of the electrolyte composition used for micro-arc oxidation on the surface of magnesium-based materials, the structure and composition of the ceramic film, the composite bio-coatings and its biocompatibility. The prospect of future research was forecasted.

medical magnesium-based material; micro-arc oxidation; ceramic coating; biocompatibility

TG178; TG174.453

A

1004 – 227X (2011) 06 – 0029 – 05

2010–09–14

2010–12–18

成都醫(yī)學(xué)院?;鹳Y助項(xiàng)目(10Z10-002)。

李智(1970–),男,四川瀘州人,講師,碩士,研究方向?yàn)樯镝t(yī)學(xué)材料。

作者聯(lián)系方式:(E-mail) lizhicd@163.com。

[ 編輯:韋鳳仙 ]

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