磁共振成像(magnetic resonance imaging, MRI)是骨科和脑外科使用的一种重要的诊断方法。该方法无需X射线照射，可无创获取人体的各种横断面图，具有显著的诊断优势^[1]。在临床使用的金属植入物中，不锈钢和Co-Cr合金为强顺磁性合金，其磁化率为8.0×10⁻⁶～4.4×10⁻⁴ cm³/g^[2]。Ti及钛合金为弱顺磁性材料，磁化率为2.5×10⁻⁶～3.7×10⁻⁶ cm³/g^[3]。这两类合金都会在MRI仪器的强磁场中发生磁化，从而导致植入物发热、移位，在图像中产生伪影^[4-6]。这些伪影会扭曲植入物周围器官和组织的图像，妨碍医生的准确诊断^[7]。影响MRI诊断的伪影区域与植入物的磁化率有关^[8-10]，并且随着磁化率的降低而减小^[11-12]。因此，降低金属植入物的磁化率是降低乃至消除 MRI 成像中的伪影的有效途径。

Zr的磁化率低，细胞毒性低，且与Ti均处于IV B族，二者的物理性质和化学性质相似^[13-14]。纯Zr和锆合金具有优良的耐腐蚀性能和生物相容性，成骨细胞在其表面黏附、增殖和分化的响应不亚于Ti-6Al-4V合金^[15-17]。通过适当的合金化，在保证力学性能的前提下进一步降低锆合金的磁化率，可使其更适宜于在MRI环境中使用。本文系统地介绍了影响合金磁化率的因素以及低磁化率的锆合金的研究现状，并展望了锆合金作为医疗器械候选材料的发展前景。

1 锆合金的发展历史

锆合金在生物医学领域的研究可追溯到20世纪90年代初。这一阶段，Zr因其耐腐蚀性能优良且是无毒性金属，常作为合金元素被用于Ti基生物医用材料，用来提高材料的性能。采用Ti-Zr合金制造组织替代物，相比于纯Ti和Ti-6Al-4V合金，显示出更接近骨的弹性模量，很好地降低了应力屏蔽效应^[18-20]。随后，将更多的Zr添加到Ti中，发现Ti-Zr合金晶粒细化明显，强度升高，其强度高于纯Ti，与Ti-6Al-4V合金的相当^[21]。通过进一步添加Nb发现，Ti-Zr-Nb合金在腐蚀和摩擦磨损环境中的损伤程度明显小于Ti-6Al-4V合金的^[22]。

21世纪初，锆合金的生物相容性和细胞毒性被系统地研究，为锆合金进一步作为植入物材料奠定了基础。Saldaña等^[23]通过对纯Zr进行强烈塑性变形获得了超细晶Zr，并对其进行生物相容性试验，发现其诱导成骨分化的能力与Ti-6Al-4V合金的相当，细胞生长未受到抑制。林培杰等^[24]对Ti-Zr合金在口腔修复中的应用和生物毒性进行了研究，结果表明，除1例患者牙龈红肿、充血外，其余患者恢复良好，并未发现其他不适反应。王勇等^[25]在患者跟踪调查中对口腔修复材料Ti-Zr合金进行了生物毒性研究，发现细胞生长未受到抑制，相对于阴性对照组(negative control group, NCG)，其细胞增殖率为99%，表明Ti-Zr合金作为口腔修复材料具有良好的耐腐蚀性，且生物安全性高。

近10年来，MRI在医学上的应用越来越广泛，但在影像中金属植入物产生的伪影始终困扰着医生。大量的研究表明，伪影的产生是因为金属植入物在MRI的强磁场中被磁化，从而对正常磁场区域进行干扰，扭曲了植入物附近的MRI图像^[26-27]，金属植入物产生的伪影会随着金属磁化率的降低而减少，甚至消失^[28-30]。目前广泛用作硬组织植入物金属材料的磁化率都比较高，如不锈钢的磁化率约为4.40×10⁻⁴ cm³/g^[2]；Co-Cr合金的磁化率约为7.50×10⁻⁶ cm³/g；纯Ti的磁化率为3.00×10⁻⁶ cm³/g；Ti-6Al-4V合金的磁化率为3.50×10⁻⁶ cm³/g；Ti-6Al-7Nb合金的磁化率为2.80×10⁻⁶ cm³/g^[3]。它们在MRI中产生的伪影面积也比较大^[11]。相对于Ti及钛合金，锆合金的磁化率比较低，如Zr-3Mo合金、Zr-6Nb合金、Zr-9Nb-4Sn合金、Zr-4Mo-4Sn合金，其磁化率分别为1.04×10⁻⁶，1.14×10⁻⁶，1.294×10⁻⁶，1.22×10⁻⁶ cm³/g，仅为钛合金的1/3左右，使其成为低伪影植入物的研究热点^[31-34]。

2 锆合金磁化率的影响因素 2.1 合金元素

表1列出了主要纯金属的磁化率^[35]。不同金属的磁化率存在较大的差异。当纯Zr与具有较高磁化率的金属元素形成合金时，其磁化率通常升高，如Zr-1Ti合金的磁化率为1.35×10⁻⁶ cm³/g^[36]；当Zr与具有较低磁化率的金属形成合金时，其磁化率通常降低，如Zr-3Mo合金的磁化率为1.04×10⁻⁶ cm³/g^[31]。选择恰当的合金元素，是获得低磁化率锆合金的有效途径之一。

2.2 相组成

室温下，纯Zr为密排六方结构的α相，此外，锆合金还存在密排六方结构的α'相（针状）、体心立方结构的β相（等轴）、六方晶体结构的ω相（类针状），这些相的力学性能有一定差异，磁化率也不同^[31]。各相的磁化率从大到小排序为α相、β相、α'相、ω相^[3]。以ω相为主的锆合金的磁化率最低，但ω相硬而脆，且弹性模量很高；β相虽然磁化率较高，但其塑性高，韧性好，弹性模量低。调整相组成，是获得具有满足力学性能要求的低磁化率锆合金的另一个有效途径。

3 低磁化率锆合金的研究现状 3.1 Zr-Mo合金

Zr-Mo合金的磁化率随着Mo的质量分数的变化如图1所示^[31]。Zr-Mo合金的磁化率在Mo的质量分数为0～1%时，由于出现α'相而突然下降；随着Mo的质量分数的增加，ω相的出现，磁化率继续降低；当Mo的质量分数为3%时，其磁化率最低，为1.04×10⁻⁶ cm³/g；Mo的质量分数进一步增加，ω相逐渐减少，磁化率逐渐升高；当Mo的质量分数大于10%时，Zr-Mo合金为单一β相，磁化率稳定在1.287×10⁻⁶ cm³/g左右。磁化率随Mo的质量分数的变化而变化，是由相组成的变化导致的。图2为铸态Zr-Mo合金的光学显微组织图。在Zr-1Mo合金和Zr-2Mo合金中发现，粗大的等轴β晶粒中分布着针状结构的α'相；在Zr-3Mo合金中，针状α'相消失，仅观察到等轴β晶粒，但透射电子显微镜观察结果显示，Zr-3Mo合金中存在大量的ω相；在Zr-5Mo合金和Zr-10Mo合金中观察到类似于Zr-3Mo合金的显微组织。如图3所示，相对于其他生物医用合金，铸态Zr-3Mo合金的磁化率最低，只有Ti-6Al-4V合金的30%左右。但由于存在大量的ω相，它的韧性和延展性比较差，弹性模量也比较高^[37]，尚不能够满足其临床应用的力学性能要求。

向Zr-Mo合金中添加微量的Sn，能够同时降低该合金的磁化率和弹性模量。相对于Zr-3Mo合金，Zr-4Mo-4Sn合金在保持了低磁化率的前提下，弹性模量仅为48 GPa。Zr-4Mo-4Sn合金的低磁化率主要归因于含低磁化率的Zr，Mo，Sn^[34]。与β型Zr-Mo合金相比，β型Zr-4Mo-4Sn合金在{110}< $1{\bar 1}0 $ >剪切（即C0）方向表现出较低的体心立方结构（β相）稳定性，同时在{001}<100>剪切（即C44）方向表现出更低的体心立方结构（β相）稳定性，使Zr-4Mo-4Sn合金的弹性模量较低。

3.2 Zr-Nb合金

表2为Zr-Nb合金的相组成和磁化率。由表2可知，当Nb的质量分数小于6%时，主要形成针状结构的α'相；类针状结构的ω相在Zr-(6-20)Nb合金中形成，但在Zr-22Nb合金中消失；Zr-(9-24)Nb合金中均为等轴β相晶粒。Zr-6Nb合金由α'相、ω相、β组成，其磁化率最小，为1.14×10⁻⁶ cm³/g。Zr-Nb合金的磁化率、力学性能与其相组成有关，如图4所示。由α'相组成的Zr-Nb合金显示出高强度、中等延展性、高弹性模量、低磁化率；含有较多ω相的Zr-Nb合金易碎；以β相为主Zr-Nb合金，弹性模量比较低，其中Zr-20Nb合金的弹性模量最低，为48.4 GPa，该合金的磁化率为1.42×10⁻⁶ cm³/g，只有Ti-6Al-4V合金的40%左右。

Ti作为α相稳定元素能够扩大α′+β相区的范围，通过向Zr-Nb合金中添加Ti可以调控相组成，并提高其强度。Xue等^[38]将Ti添加到Zr-16Nb合金中制备了Zr-16Nb-xTi (x=0，4，8，12，16)合金，其中Zr-16Nb-4Ti合金含有亚稳β相和马氏体α′相，其弹性模量为49.8 GPa、磁化率为1.83×10⁻⁶ cm³/g。该合金的弹性模量比较低，但相对于其他锆合金，其磁化率偏高。

在Zr-Nb合金中添加Sn，能够明显抑制ω相的形成，适当添加Sn后能够获得α''马氏体相。Okabe等^[39]通过添加Sn获得了β+α''型Zr-9Nb-4Sn合金。该合金的弹性模量为46.6 GPa，磁化率为1.294×10⁻⁶ cm³/g，相对于Zr-16Nb-4Ti合金，它维持了低弹性模量，又获得了低磁化率。

3.3 其他锆合金

分别将质量分数为1%的Ti，Nb，Mo，Cu，Au，Pd，Ag，Ru，Hf，Bi添加到Zr中^[36]，制备锆合金。研究发现，除Zr-1Ag合金外，其他合金的磁化率均低于纯Zr的，Zr-1Ru合金的磁化率最低，为1.194×10⁻⁶ cm³/g；与α'相Zr-Mo合金和Zr-Nb合金的磁化率相当，远低于Ti-6Al-4V合金的。不同合金元素的加入对锆合金的力学性能的影响也不同，如图5所示，Ru的强化效果最好，Zr-1Ru合金的抗拉强度比纯Zr的高326 MPa，并且表现出较高的延展性。图6中细胞活性测试显示，锆合金的细胞存活率在统计学上均与NCG无明显差别，且与纯Ti的相当，均显著高于阳性对照组(positive control group, PCG)，表明它们均具有良好的生物相容性。

Li等^[40]进一步研究了Ru的质量分数对Zr-Ru合金的磁化率的影响，如图7所示，Zr-Ru合金的磁化率在Ru的质量分数从0增加到0.5%时突然下降，主要是由于α'相的出现；当Ru的质量分数为1%时，其磁化率最低，为1.24×10⁻⁶ cm³/g；随后，磁化率随Ru的质量分数的增加而升高，当Ru的质量分数大于5%时，磁化率稳定在1.283×10⁻⁶ cm³/g左右，约为Ti-6Al-4V合金的37%。L-929细胞和MG63细胞在纯Zr和Zr-Ru合金的浸提液中的存活率在统计学上均与NCG无明显差别（见图8），表明纯Zr和Zr-Ru合金均具有良好的生物相容性。

4 结　论

生物医用植入物材料除满足力学性能外，还应具有低磁化率的特点，以减少和消除MRI成像中的伪影，进而提高术后诊断的准确性。现阶段研究的低磁化率锆合金，主要以Zr-Mo合金和Zr-Nb合金为代表，显示出高强度、低弹性模量、低磁化率、良好的生物相容性等优点。但关于锆合金临床应用的报道极少，且其在MRI中的伪影情况尚不清楚。锆合金的力学性能与钛合金的尚有差距，如何在力学性能与磁化率之间取得平衡，是锆合金未来研究的一个重要方向。

在科技高速发展的今天，各类诊断方法在医学上的应用越来越多，对植入物材料的各类性能提出了更高的要求。可以预见，磁性能将会是医用材料的一个重要指标。相比于目前广泛使用的钛合金，锆合金低磁化率的优势将越来越明显，预计在不久的将来，逐步超越钛合金成为硬组织植入物更合适的候选材料而获得广泛的医学临床应用。