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生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料.pdf

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文档编号：6643244

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1、(10)授权公告号 CN 101837145 B (45)授权公告日 2013.01.09 CN 101837145 B *CN101837145B* (21)申请号 201010204719.9 (22)申请日 2010.06.22 A61L 27/04(2006.01) A61L 27/50(2006.01) A61L 31/02(2006.01) A61L 31/14(2006.01) (73)专利权人上海交通大学地址 200240 上海市闵行区东川路 800 号 (72)发明人袁广银章晓波丁文江 (74)专利代理机构上海交达专利事务所 31201 代理人王锡麟王桂忠 E。

2、P 1891985 A2,2008.02.27, 说明书 0009-0024. CN 1539512 A,2004.10.27, 实施例 1-2. CN 100998893 A,2007.07.18, 具体实施方式 . (54) 发明名称生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料 (57) 摘要一种生物材料技术领域的生物体内可降解的高强韧耐蚀镁合金内植入材料。其组分重量百分比为： 1 4 Nd、 0.1 1.0 Zn、 0.1 1.0 Ag、 0.30.8Zr，其余为Mg。本发明通过合金元素强化镁合金，细化晶粒，提高塑性；通过挤压变形及热处理工艺进一步强韧化镁合金。。

3、本发明提供的镁合金在模拟体液中的腐蚀速率为 0.22 0.28mm/year，符合内植入材料对腐蚀速率的要求；并且本发明的材料无明显的细胞毒性，血液相容性好，可满足内植入材料对生物相容性的要求。本发明提供的高塑性中等强度镁合金可用于血管内支架材料；本发明提供的高强度中等塑性镁合金可用于骨科内植入材料。 (51)Int.Cl. (56)对比文件审查员李征权利要求书 1 页说明书 4 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利权利要求书 1 页说明书 4 页 1/1 页 2 1. 一种生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征在于组分及。

4、重量百分比为： Nd 1 4， Zn 0.1 1.0， Ag 0.1 1.0， Zr 0.3 0.8，其余为 Mg。 2. 根据权利要求 1 所述的生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征是，组分及重量百分比为： Nd2.5 3.5、 Zn0.1 0.3、 Ag0.1 0.3、 Zr0.4 0.6，其余为 Mg。 3. 根据权利要求 1 或 2 所述的生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征是， Mg 的纯净度大于等于 99.99。 4. 根据权利要求 1 或 2 所述的生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征是， Zn 的纯净度大于等于 99.。

5、999。 5. 根据权利要求 1 或 2 所述的生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征是， Ag 的纯净度大于等于 99.99。 6. 根据权利要求 1 或 2 所述的生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征是，除 Mg、 Nd、 Zn、 Ag、 Zr 以外的夹杂元素总量不大于 0.5。权利要求书 CN 101837145 B 2 1/4 页 3 生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料技术领域 0001 本发明涉及的是一种生物医用高强韧耐蚀镁合金，具体的说，是一种适合作为生物体内可降解内植入材料的高强韧耐蚀镁合金。背景技术 0002 目前临床应。

6、用的骨科内植入材料中，不锈钢及钛合金以良好的生物相容性、耐蚀性能和力学性能成为应用广泛的材料。但是不锈钢和钛合金等现有金属植入材料中存在一个普遍问题是与生物骨的力学相容性差。不锈钢、钛合金等的抗拉强度比天然骨高 5 倍以上，弹性模量更是高 10 倍以上。这样的材料植入人体后可对局部骨组织产生很大的 “应力遮挡” 效应。由于基体骨所受应力刺激下降，骨改建出现负平衡，导致骨吸收增加，骨形成减少，诱发遮挡性骨质缺失。通常，植入材料与生物组织力学相容性差在医学上会导致三种严重的后果： (1) 植入材料周围的原有生物骨脆弱化； (2) 植入材料周围的新生骨生长不良。

7、； (3) 植入材料与生物骨间的界面出现应力集中，从而引起炎症。由此可见，植入材料的弹性模量和生物骨不能存在太大差异，研制力学与生物相容性更理想的骨科内植物材料是解决当前植入材料所存在问题的根本出路。同时不锈钢、钛合金接骨板、骨钉等植入体在骨组织痊愈后需通过再次手术取出，增加了患者的痛苦及医疗费用负担。此外，目前临床应用的血管支架主要以不锈钢和镍钛合金为主。这些血管支架除了存在 Ni 溶出可能引起毒副作用外，还存在血管再狭窄和血栓、血管内膜增生、出现意外时无法进行血管再造术等弊端。 0003 研究和开发高强韧且可以在生物体内降解的医用材料成为上述领域 ( 骨。

8、科内植物、血管内支架 ) 的重要发展方向。镁是目前所有金属材料中生物力学性能与人体骨最接近的金属材料。镁合金的弹性约为 45GPa，比目前广泛应用的生物材料钛合金 (100GPa) 更接近人骨的弹性模量 (20GPa)，能有效降低 “应力遮挡效应” ，促进骨的愈合。同时镁合金具有较高的屈服强度，可以承受较大的载荷，应用于骨组织承载部位、也可以应用于血管内支架，起到支撑血管的作用。镁是人体内重要的营养元素之一，是人体内第 4 位金属元素、细胞内仅次于K+的第2位的阳离子。它催化或激活机体325种酶系，参与体内所有能量代谢。对肌肉收缩、神经运动机能、生理机。

9、能及预防循环系统疾病和缺血性心脏病有重要作用。世界卫生组织建议成人每天需要摄镁量为 280-300mg，少年儿童为 250mg，婴幼儿 80mg。镁的排泄主要通过泌尿系统，镁在人体内吸收不会导致血清镁含量的明显升高。因此，采用高强韧镁合金作为医用可降解生物材料具有良好的医学安全性基础，尤其适用于骨科内植物材料和血管内支架材料。 0004 然而，镁合金的耐蚀性能差，在氯离子存在的腐蚀环境中或者当介质的 pH 值小于 11.5时，其腐蚀尤其严重。作为生物植入材料，镁合金必须在服役期间严格满足必要的力学与形态学要求，因此其腐蚀降解速率不宜过快。人体内环境的正常 p。

10、H 值在 7.4 左右，而且体液中存在大量的氯离子，加之人体内是一个复杂的腐蚀环境，这些都会造成镁合金在人体内的腐蚀速率变化。目前可降解医用植入镁合金领域的研究主要集中在开发耐蚀性好且力学性能特别是塑性变形能力强的合金，而这两点很难同时满足。目前进入临床应用的镁说明书 CN 101837145 B 3 2/4 页 4 合金骨科内植入材料存在强度低、降解过快的问题；而作为心血管支架的镁合金存在塑性变形能力不够、降解过快的问题。此外，目前研究的医用镁合金大多都含有 Al 元素，该元素不属于人体的必需微量元素，被认为具有神经毒性，是导致早老性痴呆的因素，含。

11、 Al 的镁合金在人体内耐受极限仅为 1g/year。发明内容 0005 本发明的目的在于克服现有技术中的不足，提供一种生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料。本发明解决了目前临床金属内植入材料在体内不可降解所引起的问题，考虑到当前可降解镁合金作为内植入材料在力学性能、腐蚀性能、生物安全性等方面存在的不足，本发明具有优异的力学性能、理想的耐蚀性能，良好的生物相容性，适合用作血管介入治疗的支架以及可降解的骨板、骨钉等骨科内植入材料。 0006 本发明是通过以下技术方案实现的： 0007 本发明的组分及重量百分比为： Nd 1 4， Zn 0.1 1.0， Ag。

12、 0.1 1.0， Zr 0.3 0.8，其余为 Mg。 0008 本发明为获得最佳的综合力学性能和生物学腐蚀性能，进一步将合金的各组分重量百分比限制为 Nd2.5 3.5、 Zn0.1 0.3、 Ag0.1 0.3、 Zr0.4 0.6，其余为 Mg。 0009 本发明为获得最佳的综合力学性能和生物学腐蚀性能，严格控制 Fe、 Cu、 Al 等杂质的含量： Mg 的纯净度大于等于 99.99 ； Zn 的纯净度大于等于 99.999 ； Ag 的纯净度大于等于 99.99 ；除 Mg、 Nd、 Zn、 Ag、 Zr 以外的夹杂元素总量不大于 0.5。 0010 本发明中合金。

13、化元素的作用分别如下： 0011 Nd 的加入可以保障镁合金具有良好的时效析出强化和固溶强化的效果，同时 Nd 的加入可大幅度提高镁合金基体的电极电位，减小基体与第二相的电偶腐蚀的电位差，从而显著提高镁合金的耐蚀性能。此外， Nd 属于一种轻稀土元素，具有较好的生物安全性。 0012 Zn 是对细胞生长发育有重要影响的元素，是人体必须的微量营养元素， Zn 的加入可提高合金的强度，同时有效促进室温下镁合金非基面滑移的发生，提高镁合金的塑性加工能力。 0013 Ag 的加入可促进 Mg-Nd 稀土强化相更加细小的弥散析出，细化晶粒，提高材料的强韧性。同时 Ag 具有较。

14、好的生物相容性，已在牙科材料中广泛应用。 0014 Zr 作为晶粒细化剂，可显著细化晶粒，进一步提高合金的强韧性、耐蚀性。 0015 针对骨科内植物和血管内支架对材料性能的不同需求，利用不同挤压工艺和热处理工艺，获得不同性能的生物可降解高强韧镁合金。 0016 本发明的优点及有益效果是： 0017 (1) 本发明的镁合金可以在体内自然降解，达到医疗效果后在一定的时间内会从体内消失，让患者避免了二次手术带来的痛苦与麻烦。 0018 (2) 本发明在成分设计上避免了含 Al 镁合金中 Al 元素带来的神经毒性。 0019 (3)本发明的镁合金综合具备良好的力学性能、耐腐蚀性。

15、能和生物相容性。根据不同用途对材料性能的要求，采用不同的挤压及热处理工艺，可以获得相应的力学性能。如采用不同的挤压温度，可获得高塑性中等强度镁合金，适合用于血管内支架材料；对材料进行说明书 CN 101837145 B 4 3/4 页 5 热处理，可获得高强度中等塑性镁合金，适合用于骨科内植入材料。该材料在模拟体液中的腐蚀速率为 0.22 0.28mm/year，满足内植入材料对腐蚀速率的要求。并且该材料无明显的细胞毒性，血液相容性好，可满足内植入材料对生物相容性的要求。具体实施方式 0020 以下对本发明的实施例作详细说明：以下实施例在以本发明。

16、技术方案为前提下进行实施，给出了详细的实施方式和过程，但本发明的保护范围不限于下述的实施例。 0021 实施例 1 ： 0022 采用半连续铸造方式制备出 Mg-Nd-Zn-Ag-Zr 镁合金铸锭其中，合金元素为1.0Nd、 0.1Zn、 0.1Ag、 0.3Zr，其余为镁。原料中镁的纯度为99.99， Zn的纯度为99.999，银的纯度为99.99。 Nd和Zr的加入分别以Mg-30Nd和Mg-30 Zr 二元中间合金的形式加入。截取一定长度的铸锭，经 540， 10h 固溶处理后挤压成的圆棒，挤压温度为 450。该工艺下可获得高塑性中等强度镁合金 ( 抗拉强度为 22。

17、8MPa，屈服强度为 167MPa，延伸率为 38 )。该材料在模拟体液环境下的腐蚀速率为 0.22mm/year。生物学试验结果表明该材料无明显的细胞毒性、具有良好的血液相容性。可满足血管内支架材料的要求。 0023 实施例 2 ： 0024 采用半连续铸造方式制备出 Mg-Nd-Zn-Ag-Zr 镁合金铸锭其中，合金元素为2.7Nd、 0.2Zn、 0.2Ag、 0.4Zr，其余为镁。原料中镁的纯度为99.99， Zn的纯度为99.999，银的纯度为99.99。 Nd和Zr的加入分别以Mg-30Nd和Mg-30 Zr 二元中间合金的形式加入。截取一定长度的铸锭，经 540。

18、， 10h 固溶处理后挤压成的圆棒，挤压温度为 450。该工艺下可获得高塑性中等强度镁合金 ( 抗拉强度为 260MPa，屈服强度为 221MPa，延伸率为 32 )。在模拟体液环境下的腐蚀速率为 0.25mm/ year。生物学试验结果表明该材料无明显的细胞毒性、具有良好的血液相容性。可满足血管内支架材料的要求。 0025 实施例 3 ： 0026 采用半连续铸造方式制备出 Mg-Nd-Zn-Ag-Zr 镁合金铸锭其中，合金元素为3.2Nd、 0.3Zn、 0.3Ag、 0.5Zr，其余为镁。原料中镁的纯度为99.99， Zn的纯度为99.999，银的纯度为99.99。。

19、Nd和Zr的加入分别以Mg-30Nd和Mg-30 Zr 二元中间合金的形式加入。截取一定长度的铸锭，经 540， 10h 固溶处理后挤压成的圆棒，挤压温度为 350，然后进行时效处理，时效工艺为 300，保温 10h。该工艺下可获得高强度中等塑性镁合金 ( 抗拉强度为 320MPa，屈服强度为 309MPa，延伸率为 16 )。在模拟体液环境下的腐蚀速率为 0.26mm/year。生物学试验结果表明该材料无明显的细胞毒性、具有良好的血液相容性。可满足骨科内植入材料接骨板、骨钉等的要求。 0027 实施例 4 0028 采用半连续铸造方式制备出 Mg-Nd-Zn-Ag-Z。

20、r 镁合金铸锭其中，合金元素为4Nd、 1.0Zn、 1.0Ag、 0.8Zr，其余为镁。原料中镁的纯度为99.99， Zn 的纯度为99.999，银的纯度为99.99。 Nd和Zr的加入分别以Mg-30Nd和Mg-30Zr 说明书 CN 101837145 B 5 4/4 页 6 二元中间合金的形式加入。截取一定长度的铸锭，经 540， 10h 固溶处理后挤压成的圆棒，挤压温度为 300，然后进行时效处理，时效工艺为 250，保温 10h。该工艺下可获得高强度中等塑性镁合金 ( 抗拉强度为 398MPa，屈服强度为 356MPa，延伸率为 8 )。在模拟体液环境下的腐蚀速率为 0.28mm/year。生物学试验结果表明该材料无明显的细胞毒性、具有良好的血液相容性。可满足骨科内植入材料接骨板、骨钉等的要求。说明书 CN 101837145 B 6 。

摘要
申请专利号：	CN201010204719.9	申请日：	20100622
公开号：	CN101837145B	公开日：	20130109
当前法律状态：		有效性：	有效
法律详情：
IPC分类号：	A61L27/04,A61L27/50,A61L31/02,A61L31/14	主分类号：	A61L27/04,A61L27/50,A61L31/02,A61L31/14
申请人：	上海交通大学
发明人：	袁广银,章晓波,丁文江
地址：	200240 上海市闵行区东川路800号
优先权：	CN201010204719A
专利代理机构：	上海交达专利事务所	代理人：	王锡麟;王桂忠
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内容摘要

一种生物材料技术领域的生物体内可降解的高强韧耐蚀镁合金内植入材料。其组分重量百分比为：1～4％Nd、0.1～1.0％Zn、0.1～1.0％Ag、0.3～0.8％Zr，其余为Mg。本发明通过合金元素强化镁合金，细化晶粒，提高塑性；通过挤压变形及热处理工艺进一步强韧化镁合金。本发明提供的镁合金在模拟体液中的腐蚀速率为0.22～0.28mm/year，符合内植入材料对腐蚀速率的要求；并且本发明的材料无明显的细胞毒性，血液相容性好，可满足内植入材料对生物相容性的要求。本发明提供的高塑性中等强度镁合金可用于血管内支架材料；本发明提供的高强度中等塑性镁合金可用于骨科内植入材料。

权利要求书

1.一种生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征在于组分及重量百分比为：Nd 1～4％，Zn 0.1～1.0％，Ag 0.1～1.0％，Zr 0.3～0.8％，其余为Mg。 2.根据权利要求1所述的生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征是，组分及重量百分比为：Nd2.5～3.5％、Zn0.1～0.3％、Ag0.1～0.3％、Zr0.4～0.6％，其余为Mg。 3.根据权利要求1或2所述的生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征是，Mg的纯净度大于等于99.99％。 4.根据权利要求1或2所述的生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征是，Zn的纯净度大于等于99.999％。 5.根据权利要求1或2所述的生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征是，Ag的纯净度大于等于99.99％。 6.根据权利要求1或2所述的生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料，其特征是，除Mg、Nd、Zn、Ag、Zr以外的夹杂元素总量不大于0.5％。

说明书

技术领域

本发明涉及的是一种生物医用高强韧耐蚀镁合金，具体的说，是一种适合作为生物体内可降解内植入材料的高强韧耐蚀镁合金。

背景技术

目前临床应用的骨科内植入材料中，不锈钢及钛合金以良好的生物相容性、耐蚀性能和力学性能成为应用广泛的材料。但是不锈钢和钛合金等现有金属植入材料中存在一个普遍问题是与生物骨的力学相容性差。不锈钢、钛合金等的抗拉强度比天然骨高5倍以上，弹性模量更是高10倍以上。这样的材料植入人体后可对局部骨组织产生很大的“应力遮挡”效应。由于基体骨所受应力刺激下降，骨改建出现负平衡，导致骨吸收增加，骨形成减少，诱发遮挡性骨质缺失。通常，植入材料与生物组织力学相容性差在医学上会导致三种严重的后果：(1)植入材料周围的原有生物骨脆弱化；(2)植入材料周围的新生骨生长不良；(3)植入材料与生物骨间的界面出现应力集中，从而引起炎症。由此可见，植入材料的弹性模量和生物骨不能存在太大差异，研制力学与生物相容性更理想的骨科内植物材料是解决当前植入材料所存在问题的根本出路。同时不锈钢、钛合金接骨板、骨钉等植入体在骨组织痊愈后需通过再次手术取出，增加了患者的痛苦及医疗费用负担。此外，目前临床应用的血管支架主要以不锈钢和镍钛合金为主。这些血管支架除了存在Ni溶出可能引起毒副作用外，还存在血管再狭窄和血栓、血管内膜增生、出现意外时无法进行血管再造术等弊端。

研究和开发高强韧且可以在生物体内降解的医用材料成为上述领域(骨科内植物、血管内支架)的重要发展方向。镁是目前所有金属材料中生物力学性能与人体骨最接近的金属材料。镁合金的弹性约为45GPa，比目前广泛应用的生物材料钛合金(100GPa)更接近人骨的弹性模量(20GPa)，能有效降低“应力遮挡效应”，促进骨的愈合。同时镁合金具有较高的屈服强度，可以承受较大的载荷，应用于骨组织承载部位、也可以应用于血管内支架，起到支撑血管的作用。镁是人体内重要的营养元素之一，是人体内第4位金属元素、细胞内仅次于K+的第2 位的阳离子。它催化或激活机体325种酶系，参与体内所有能量代谢。对肌肉收缩、神经运动机能、生理机能及预防循环系统疾病和缺血性心脏病有重要作用。世界卫生组织建议成人每天需要摄镁量为280-300mg，少年儿童为250mg，婴幼儿80mg。镁的排泄主要通过泌尿系统，镁在人体内吸收不会导致血清镁含量的明显升高。因此，采用高强韧镁合金作为医用可降解生物材料具有良好的医学安全性基础，尤其适用于骨科内植物材料和血管内支架材料。

然而，镁合金的耐蚀性能差，在氯离子存在的腐蚀环境中或者当介质的pH值小于11.5 时，其腐蚀尤其严重。作为生物植入材料，镁合金必须在服役期间严格满足必要的力学与形态学要求，因此其腐蚀降解速率不宜过快。人体内环境的正常pH值在7.4左右，而且体液中存在大量的氯离子，加之人体内是一个复杂的腐蚀环境，这些都会造成镁合金在人体内的腐蚀速率变化。目前可降解医用植入镁合金领域的研究主要集中在开发耐蚀性好且力学性能特别是塑性变形能力强的合金，而这两点很难同时满足。目前进入临床应用的镁合金骨科内植入材料存在强度低、降解过快的问题；而作为心血管支架的镁合金存在塑性变形能力不够、降解过快的问题。此外，目前研究的医用镁合金大多都含有Al元素，该元素不属于人体的必需微量元素，被认为具有神经毒性，是导致早老性痴呆的因素，含Al的镁合金在人体内耐受极限仅为1 g/year。

发明内容

本发明的目的在于克服现有技术中的不足，提供一种生物体内可降解高强韧耐蚀镁合金内植入材料。本发明解决了目前临床金属内植入材料在体内不可降解所引起的问题，考虑到当前可降解镁合金作为内植入材料在力学性能、腐蚀性能、生物安全性等方面存在的不足，本发明具有优异的力学性能、理想的耐蚀性能，良好的生物相容性，适合用作血管介入治疗的支架以及可降解的骨板、骨钉等骨科内植入材料。

本发明是通过以下技术方案实现的：

本发明的组分及重量百分比为：Nd 1～4％，Zn 0.1～1.0％，Ag 0.1～1.0％，Zr 0.3～0.8％，其余为Mg。

本发明为获得最佳的综合力学性能和生物学腐蚀性能，进一步将合金的各组分重量百分比限制为Nd2.5～3.5％、Zn0.1～0.3％、Ag0.1～0.3％、Zr0.4～0.6％，其余为Mg。

本发明为获得最佳的综合力学性能和生物学腐蚀性能，严格控制Fe、Cu、Al等杂质的含量：Mg的纯净度大于等于99.99％；Zn的纯净度大于等于99.999％；Ag的纯净度大于等于99.99 ％；除Mg、Nd、Zn、Ag、Zr以外的夹杂元素总量不大于0.5％。

本发明中合金化元素的作用分别如下：

Nd的加入可以保障镁合金具有良好的时效析出强化和固溶强化的效果，同时Nd的加入可大幅度提高镁合金基体的电极电位，减小基体与第二相的电偶腐蚀的电位差，从而显著提高镁合金的耐蚀性能。此外，Nd属于一种轻稀土元素，具有较好的生物安全性。

Zn是对细胞生长发育有重要影响的元素，是人体必须的微量营养元素，Zn的加入可提高合金的强度，同时有效促进室温下镁合金非基面滑移的发生，提高镁合金的塑性加工能力。

Ag的加入可促进Mg-Nd稀土强化相更加细小的弥散析出，细化晶粒，提高材料的强韧性。同时Ag具有较好的生物相容性，已在牙科材料中广泛应用。

Zr作为晶粒细化剂，可显著细化晶粒，进一步提高合金的强韧性、耐蚀性。

针对骨科内植物和血管内支架对材料性能的不同需求，利用不同挤压工艺和热处理工艺，获得不同性能的生物可降解高强韧镁合金。

本发明的优点及有益效果是：

(1)本发明的镁合金可以在体内自然降解，达到医疗效果后在一定的时间内会从体内消失，让患者避免了二次手术带来的痛苦与麻烦。

(2)本发明在成分设计上避免了含Al镁合金中Al元素带来的神经毒性。

(3)本发明的镁合金综合具备良好的力学性能、耐腐蚀性能和生物相容性。根据不同用途对材料性能的要求，采用不同的挤压及热处理工艺，可以获得相应的力学性能。如采用不同的挤压温度，可获得高塑性中等强度镁合金，适合用于血管内支架材料；对材料进行热处理，可获得高强度中等塑性镁合金，适合用于骨科内植入材料。该材料在模拟体液中的腐蚀速率为 0.22～0.28mm/year，满足内植入材料对腐蚀速率的要求。并且该材料无明显的细胞毒性，血液相容性好，可满足内植入材料对生物相容性的要求。

具体实施方式

以下对本发明的实施例作详细说明：以下实施例在以本发明技术方案为前提下进行实施，给出了详细的实施方式和过程，但本发明的保护范围不限于下述的实施例。

实施例1：

采用半连续铸造方式制备出Mg-Nd-Zn-Ag-Zr镁合金铸锭其中，合金元素为1.0％Nd、0.1％Zn、0.1％Ag、0.3％Zr，其余为镁。原料中镁的纯度为99.99％，Zn的纯度为99.999％，银的纯度为99.99％。Nd和Zr的加入分别以Mg-30％Nd和Mg-30％Zr二元中间合金的形式加入。截取一定长度的铸锭，经540℃，10h固溶处理后挤压成的圆棒，挤压温度为450℃。该工艺下可获得高塑性中等强度镁合金(抗拉强度为228MPa，屈服强度为167MPa，延伸率为38％)。该材料在模拟体液环境下的腐蚀速率为0.22mm/year。生物学试验结果表明该材料无明显的细胞毒性、具有良好的血液相容性。可满足血管内支架材料的要求。

实施例2：

采用半连续铸造方式制备出Mg-Nd-Zn-Ag-Zr镁合金铸锭其中，合金元素为2.7％Nd、0.2％Zn、0.2％Ag、0.4％Zr，其余为镁。原料中镁的纯度为99.99％，Zn的纯度为99.999％，银的纯度为99.99％。Nd和Zr的加入分别以Mg-30％Nd和Mg-30％Zr二元中间合金的形式加入。截取一定长度的铸锭，经540℃，10h固溶处理后挤压成的圆棒，挤压温度为450℃。该工艺下可获得高塑性中等强度镁合金(抗拉强度为260MPa，屈服强度为221MPa，延伸率为32％)。在模拟体液环境下的腐蚀速率为0.25mm/year。生物学试验结果表明该材料无明显的细胞毒性、具有良好的血液相容性。可满足血管内支架材料的要求。

实施例3：

采用半连续铸造方式制备出Mg-Nd-Zn-Ag-Zr镁合金铸锭其中，合金元素为3.2％Nd、0.3％Zn、0.3％Ag、0.5％Zr，其余为镁。原料中镁的纯度为99.99％，Zn的纯度为99.999％，银的纯度为99.99％。Nd和Zr的加入分别以Mg-30％Nd和Mg-30％Zr二元中间合金的形式加入。截取一定长度的铸锭，经540℃，10h固溶处理后挤压成的圆棒，挤压温度为350℃，然后进行时效处理，时效工艺为300℃，保温10h。该工艺下可获得高强度中等塑性镁合金(抗拉强度为320MPa，屈服强度为309MPa，延伸率为16％)。在模拟体液环境下的腐蚀速率为0.26mm/year。生物学试验结果表明该材料无明显的细胞毒性、具有良好的血液相容性。可满足骨科内植入材料接骨板、骨钉等的要求。

实施例4

采用半连续铸造方式制备出Mg-Nd-Zn-Ag-Zr镁合金铸锭其中，合金元素为4％Nd、1.0％Zn、1.0％Ag、0.8％Zr，其余为镁。原料中镁的纯度为99.99％，Zn的纯度为99.999％，银的纯度为99.99％。Nd和Zr的加入分别以Mg-30％Nd和Mg-30％Zr二元中间合金的形式加入。截取一定长度的铸锭，经540℃，10h固溶处理后挤压成的圆棒，挤压温度为300℃，然后进行时效处理，时效工艺为250℃，保温10h。该工艺下可获得高强度中等塑性镁合金(抗拉强度为398MPa，屈服强度为356MPa，延伸率为8％)。在模拟体液环境下的腐蚀速率为0.28mm/year。生物学试验结果表明该材料无明显的细胞毒性、具有良好的血液相容性。可满足骨科内植入材料接骨板、骨钉等的要求。