镁合金由于其可降解性与合适的机械性能，被认为是理想的骨固定或骨植入材料，但是镁合金的降解速度过快，通常会导致植入物过早失效，甚至引起感染炎症等问题。一些研究表明，快冷技术可以生产出具有长期耐腐蚀性的镁基金属玻璃，优于传统的合金化和涂层技术，但是非晶制备时受限于其临界冷却速度，难以制成大尺寸和复杂形状的样品。然而，得益于聚合物优异的成型性，可以通过镁基玻璃和聚合物的结合来避免这种限制。在众多聚合物中，左旋聚乳酸(PLLA)是一种很有前途的多功能可生物降解聚合物，而关于PLLA-Mg₆₅Zn₃₀Ca₅复合材料的生物医用性能的研究鲜有报道。

最近，同济大学的陆伟教授课题组使用单轴铜辊淬甩工艺与热注塑工艺制备了非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料，利用PLLA优异的成型性与生物相容性，制成各种形状的样品，实现非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅材料在骨植入物中的应用。研究结果表明，相较于晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA 复合材料，非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料在降解的过程中表现更为稳定，可以有效避免降解过程中复合材料的力学性能衰退，且具有优异的细胞相容性和骨基因表达能力。非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料作为可降解植入物具有很大的潜力，拓宽了非晶镁基玻璃在骨种植材料中的应用前景。

本文系统研究了非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料在模拟体液降解情况、降解过程中的力学性能变化以及骨髓间质干细胞（BMSCs）细胞活性与骨基因表达，并与晶态的Mg₆₅Zn₃₀Ca₅及晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料进行了对比。非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料的制备工艺如下图1所示，首先，按照5 wt.%和10 wt.%的重量比将PLLA与 Mg₆₅Zn₃₀Ca₅颗粒的混合物置入二氯甲烷溶液中，所获得的混合液使用磁力搅拌30 min，以确保PLLA在二氯甲烷中完全溶解，同时Mg₆₅Zn₃₀Ca₅颗粒均匀分布在溶液中。搅拌结束后，将混合物立即倒至30 cm×30 cm的正方形聚四氟乙烯板上，并置于通风橱中12 h。12 h后二氯甲烷完全挥发，获得多孔Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA薄膜。之后将所获得的薄膜破碎成小颗粒，加入微型注塑机中进行注塑，获得所需样品。

图1  Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料的制备示意图

首先，本研究对比了晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅与非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅在Hank’s溶液中的降解情况，两种材料在Hank’s溶液中浸泡14天后表面形貌如图2所示。晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅的表面在腐蚀后出现了大量的裂纹，被严重腐蚀，其耐蚀性能较差。通常情况下，晶态镁合金的腐蚀情况与文献中描述的现象基本一致，在浸泡后的合金表面虽然存在腐蚀产物，但是这些腐蚀产物大多并不致密，不能完全覆盖合金表面隔离腐蚀介质，无法起到良好的保护作用。另一方面，对于非晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅的腐蚀产物，如图2（c）和（d）所示，被腐蚀过后的表面上可观察到类似草丛的致密层，并且没有出现明显的裂纹，这说明这层致密氧化层可以起到长期的保护作用，这也导致其与晶态镁合金相比，有着更为优异的耐蚀性。因此，非晶镁合金优异的耐蚀性可以避免由于镁合金降解过快而导致的一系列问题，这使得非晶镁合金在临床应用方面应当更具有潜力。

图2 在Hank’s溶液中浸泡14天后条带表面的SEM图，（a和b）晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅；（c和d）非晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅

重点研究了 Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料在降解过程中力学性能的变化。结果如图3显示（AM为非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料，AN为晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料），PLLA-非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅复合材料不仅具有优异的降解稳定性，而且在降解过程中力学性能变化速率低，实验中可以观察到，对于相同添加量的原始的非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅复合材料与晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅复合材料的初始力学性能相近，但是在经历了30天与60天的浸泡后，晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅复合材料的断裂强度明显下降，AN5的断裂强度从50MPa急剧下降到40 MPa左右，而非晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅复合材料的断裂强度在60天的浸泡后依旧保持在48 MPa左右。通过浸泡后样品的端口扫描可以发现，晶态镁合金在降解过程中产生的腐蚀产物导致了聚合物内部的开裂，因此影响了其力学性能，而非晶镁合金有效避免了这一问题。

图3 （a，b）PLLA和PLLA- Mg₆₅Zn₃₀Ca₅复合材料的拉伸试验的应力应变曲线和计算弹性模量和伸长率与浸泡时间的关系；（c，d）PLLA和PLLA-Mg₆₅Zn₃₀Ca₅复合材料的拉伸和弯曲强度与浸泡时间的关系。

本研究还探索了复合材料作为骨植入物的细胞相容性、骨基因表达能力以及其抗菌性，如图4所示。许多研究表明，Mg^{2 +}离子的释放可以促进BMSCs的骨形成和分化，结果显示，在添加MgZnCa颗粒后，复合材料的碱性磷酸酶（ALP）的表达要高于纯PLLA。另一方面，虽然非晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅的降解速度较慢，但是非晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料的ALP表达与晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料相当。同时，由于非晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅有效避免了降解时的碱化，在细胞染色图片上可以看到非晶态Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合材料的细胞分散均匀并在许多方向上延伸，表明PLLA-非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅复合材料具有优异的细胞相容性，且显现的骨基因表达能力与晶态镁合金相当。同时，研究表明锌可通过产生活性氧（ROS）来减少细菌的粘附和生长，在大肠杆菌的培养实验中也发现，得益于高Zn含量的Mg₆₅Zn₃₀Ca₅的添加，复合材料相对于纯PLLA有着更好地抗菌性，这是这一结果有效解决了PLLA作为骨植入物的一大缺陷。

图4 (a) PLLA和PLLA 复合材料一起培养1、3和7天后的BMSCs 细胞活力；(b) PLLA 和PLLA复合材料培养3天后ALP的表达；（c）培养6小时后，用DAPI和FITC染色的BMSCs的荧光图像；(d) 在每个样品上培养3天后大肠杆菌的光密度（n=3，*代表p<0.05，**代表p<0.01与其他组相比，#代表p<0.05与其他两组相比）

综上所述，本研究使用非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅与聚合物PLLA制备了复合材料，在保留了Mg₆₅Zn₃₀Ca₅材料优异的细胞相容性与骨诱导性的同时，避免了晶态镁合金在降解过程中存在的降解过快与力学性能衰退问题，高Zn含量的镁合金也给予了复合材料一定的抗菌性。总之，非晶Mg₆₅Zn₃₀Ca₅/PLLA复合物在降解与体外细胞培养实验中均有出色的表现，有望成为骨植入物的新的选择。

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