2024, Vol. 45
2. 美敦力(上海)有限公司，上海 201100
2. Medtronic (Shanghai) Co., Ltd., Shanghai 201100, China
胃肠吻合手术中，吻合钉广泛用于胃肠道的愈合重建[1-2]。当前市面上所用Ti吻合钉在人体内长期存在易引起免疫反应，可在人体内缓慢降解的Zn有望替代Ti，起到减轻病痛的作用。
在吻合钉材料研究方面，王思逸等[3]总结了Ti基合金的优缺点，提出吻合钉在人体长期存在会提高形成异物状肉芽肿的风险，会导致术后吻合口狭窄；Ti及钛合金的X射线吸收系数较高，影响后续CT检查；介绍了Zn的加入提高了Mg-6Zn合金吻合钉的强度。但相比于锌合金吻合钉，Mg-6Zn合金吻合钉依然存在耐腐蚀性差的问题。Mg-6Zn合金的快速腐蚀造成环境pH升高，不利于肠上皮细胞周期循环。王啸虎等[4]使用高纯Mg在新西兰兔体内进行肠吻合术，虽然吻合口未出现明显脓肿和破漏，但吻合钉在第二周已有脱落，存在提前失效的风险。在可降解Zn基材料的研究方面，Drelich等[5-6]将Zn丝植入大鼠的腹主动脉，结果显示在Zn丝降解的过程中伴随着组织修复，体现了Zn作为可降解金属的潜力。目前对该材料的研究仍在起步阶段，其应用主要在血管支架[7-10]和骨科植入物[11-14]等方面，关于吻合钉的研究较为少见。郑玉峰等[15]在猪体内进行了Zn-Li-Mn合金吻合钉植入，实验结果证明该吻合钉具有良好的生物相容性，但其对于吻合钉的降解机制未进行深入研究。
针对市面上Ti基吻合钉不可降解，创新型Mg基吻合钉耐腐蚀性差的问题，本文研究了Zn-Li合金吻合钉的自然时效对材料力学性能、耐蚀性能的影响，表征新型可降解Zn-Li吻合钉在模拟液中的降解行为，探究Zn-Li合金吻合钉的降解机制，为后续Zn基生物医用可降解吻合钉的深入研究和大规模应用提供数据积累。
1 实 验 1.1 实验试剂和仪器实验试剂：磷酸二氢钾、氢氧化钠、盐酸、无水乙醇、模拟体液(simulated body fluid, SBF)、Hanks平衡盐溶液（Hanks’ balanced salt solution, HBSS）、模拟肠液（simulated intestinal fluid, SIF）。
实验仪器：电化学工作站、电子天平、万能材料试验机、恒温恒湿箱、扫描电子显微镜（scanning electron microscope，SEM）、能谱仪（energy dispersives pectroscopy, EDS）。
1.2 金属丝与吻合钉的制备Zn-Li合金锭经热挤压及冷拔工序后被制备成直径为0.3 mm的金属丝，金属丝经变形及裁切后被制备成吻合钉。为研究自然时效对Zn-Li合金力学性能的影响，取Zn-Li合金丝若干在干燥室温环境中放置1、1.5、2 a。
1.3 模拟人工肠液的制备依照中国药典，取6.8 g磷酸二氢钾，加入250 mL水使其溶解，加入77 mL的0.2 mol/L的氢氧化钠和500 mL水，再加入10 g胰酶，溶解后用0.2 mol/L的氢氧化钠溶液或0.2 mol/L的盐酸调节pH至6.8±0.1，再加水稀释至1 000 mL备用。
1.4 力学性能测试拉伸实验依照ASTM-E8标准，将3种时效时间的Zn-Li合金丝以原始标距为25 mm，拉伸速率为10 mm/min的参数在万能材料试验机上进行拉伸测试。
1.5 电化学测试截取3种时效时间的Zn-Li合金丝作为工作电极，电解液为模拟体液，将Zn-Li合金丝浸入液体的长度控制在10 mm。饱和甘汞电极和Pt电极分别作为参比电极和对电极，组成三电极系统。测试中开路电压测试持续时间设置为200 s，电化学阻抗谱（electrochemical impedance spectroscopy, EIS）测试频率为10−2～105 Hz；极化曲线电势为−1.8～0.2 V、扫描速率为0.5 mV/s。
1.6 浸泡实验实验以每5个闭合后的Zn-Li合金吻合钉为1组，选取7、14、21、28 d 4组时间点，在烘箱（温度设置为37 ℃）中进行。为模拟人体环境，选取SBF、SIF、HBSS模拟液为浸泡液，共计浸泡60颗Zn-Li合金吻合钉。考虑到溶解氧对降解速率的影响[16]，实验中将吻合钉放入离心管中后，使模拟液充满容器。达到时间点后，将吻合钉取出并用无水乙醇冲洗，在室温下干燥。
1.7 仪器表征将浸泡实验结束后的Zn-Li合金吻合钉用电子天平称重记录，采用SEM及EDS进行表面形貌观察与元素分析，分析降解机制。
2 结果与讨论 2.1 时效时间对力学性能的影响图1是不同时效时间的Zn-Li合金丝的拉伸曲线，表1给出了3种合金丝的抗拉强度、伸长率和弹性模量。从图1中可以看出，随着时效时间的延长，合金丝的抗拉强度和伸长率均有所下降。这是因为Zn的熔点较低（419.5 ℃），再结晶温度较低（纯Zn的再结晶温度为10 ℃）[17]，组织结构随时间的延长发生变化，有脆性第二相LiZn4析出[12]，导致合金的强度和塑性降低。
|
图 1 不同时效时间的Zn-Li合金丝的拉伸曲线 Fig. 1 Tensile curves of the Zi-Li alloy wires after aging for different times |
|
表 1 不同时效时间的Zn-Li合金丝的力学性能 Tab. 1 Mechanical properties of the Zn-Li alloy wires after aging for different times |
图2是3种时效时间的Zn-Li合金丝的开路电压。可以看出，随时效时间的延长，开路电压呈下降趋势。图3是动点位极化曲线图，腐蚀电势和腐蚀电流密度见表2。从表2中可以看出，时效时间延长，腐蚀电势下降，腐蚀电流密度增加，合金的耐蚀性降低[18]。
|
图 2 不同时效时间的Zn-Li合金丝的开路电压 Fig. 2 Open circuit potentials of the Zi-Li alloy wires after aging for different times |
|
图 3 不同时效时间的Zn-Li合金丝的动点位极化曲线 Fig. 3 Potentiodynamic polarization curves of the Zi-Li alloy wires after aging for different times |
|
|
表 2 不同时效时间的Zn-Li合金丝的腐蚀电流密度和腐蚀电势 Tab. 2 Corrosion current densities and corrosion potentials of the Zi-Li alloy wires after aging for different times |
图4（a）～图4（c）给出了不同时效时间下Zn-Li合金丝的EIS拟合曲线。图4（d）为EIS的等效电路图，表3为拟合的等效电路参数。其中Rs为溶液电阻，Ccpl、Rcpl为腐蚀产物层的电容、电阻，Cdl为双电层电容，Rct为从样品到溶液转移电荷的电阻。据图4（a）所示，在中频波段时效1.0 a的样品的阻抗最高，耐腐蚀性最好。时效1.5 a的样品半波宽大于时效2 a的，显示出更好的耐腐蚀性。图4（b）中阻抗随时效时间的延长而下降。图4（c）NyquistEIS谱中时效1.0 a的样品阻抗最大，耐蚀性最佳，与上述电化学测试结果匹配。出现上述结果的原因同样是Zn的室温下的静态再结晶使得第二相LiZn4析出，形成微电池，电偶腐蚀降低了材料的耐蚀性。
|
图 4 不同时效时间的Zn-Li合金丝在模拟体液中的Bode、Nyquist、等效电路图 Fig. 4 Bode, Nyquist and equivalent circuit diagrams in SBF of the Zi-Li alloy wires after aging for different times |
|
|
表 3 拟合的等效电路参数 Tab. 3 Fitted equivalent circuit parameters |
不同浸泡液中Zn-Li合金吻合钉的平均质量随时间的变化见图5。从图5中可以发现，以Zn-Li合金吻合钉在SIF和HBSS中的质量随时间的延长呈先上升后下降的趋势，而在SBF中则呈下降的趋势。这是因为随着反应的进行，产物层不断加厚，但疏松的产物层会在某一时刻剥落，造成质量损失，而在SBF中，吻合钉腐蚀速率较快，7 d时已有较多产物剥落，所以未呈现出上升趋势。从图5中可以看出，SIF中的吻合钉的质量损失最少，HBSS其次，SBF最多，与SEM观察结果相符。图6是Zn-Li合金吻合钉的结构示意图。
|
图 5 不同浸泡时间的Zn-Li合金吻合钉的平均质量 Fig. 5 Average weights of Zn-Li alloy staples after immersing for different times |
|
图 6 闭合后Zn-Li合金吻合钉的结构示意图 Fig. 6 Schematic illustration for the structure of Zn-Li alloy staple after closure |
图7给出了Zn-Li合金降解过程示意图。Zn的吸氧腐蚀产生难溶的Zn（OH）2，在植入物表面形成钝化膜。人体中大量的Cl−通过扩散到达材料表面，与Zn （OH）2和Zn反应生成易溶氯化物，这一过程破坏了Zn（OH）2的反应平衡，使得腐蚀正向进行，解离的Zn2+与OH−、HPO42−等阴离子接触，生成Zn的磷酸盐及其水合物。有研究表明，Zn的磷酸盐可能是Zn表现出良好生物相容性的重要原因。
|
图 7 Zn-Li合金降解过程以及降解产物分布示意图 Fig. 7 Schematic illustrations for the degradation process and degradation product distribution of Zn-Li alloy |
Zn的降解反应如下：
Zn→Zn2++2e−（阳极反应）
2H2O+O2+4e−→4OH−（阴极反应）
2Zn2++2H2O+O2→2Zn（OH）2（总反应）
3Zn2++2HPO42−+2OH−→Zn3（PO4）2 +2H2O
图8是Zn-Li合金吻合钉钉梁在SB、SIF、HBSS中浸泡7 d的SEM图。从图8中可以看出，高倍下未见明显腐蚀，可以看到表面出现细小裂缝，可能是表面降解产物与基体的热膨胀系数不同，造成了产物开裂。图9为Zn-Li合金吻合钉钉梁在SB、SIF、HBSS中浸泡28 d后的SEM图，SIF中的钉梁出现点蚀，但总体仍以均匀降解为主，氧化层进一步加厚。
|
图 8 Zn-Li合金吻合钉钉梁在SBF、SIF、HBSS中浸泡7 d的SEM图 Fig. 8 SEM images of the Zn-Li alloy staple beams after immersing in SBF, SIF, and HBSS for 7 d |
|
图 9 Zn-Li合金吻合钉钉梁在SB, SIF, HBSS中浸泡28 d的SEM图 Fig. 9 SEM images of the Zn-Li alloy staple beams after immersing in SBF, SIF, and HBSS for 28 d |
图10为Zn-Li合金吻合钉弧度处在SIF和HBSS中浸泡后的SEM图。从图10（a）和10（b）中可以看出，在SIF中，7 d时表面出现直径5 μm左右的细小蚀坑，28 d时发展为直径为8～17 μm的坑洞。其在弧度处受拉应力的位置广泛分布，有的在表面已经相连。这是因为弧度处在外圈受拉伸的过程中产生了微裂纹，电解质（尤其是Cl−）进入裂纹尖端加速腐蚀，形成小孔，应为应力腐蚀与点蚀的共同作用。从图10（c）和10（d）中可以看出，弧度处在HBSS中受点蚀的影响最明显。
|
图 10 Zn-Li合金吻合钉的弧度部在SIF和HBSS中浸泡后的SEM图 Fig. 10 SEM images of the Zn-Li alloy staple arcs after immersing in SIF and HBSS |
除在Zn-Li合金吻合钉弧度处出现非均匀降解外，在钉脚处观察到了更加严重的腐蚀现象。钉脚形状尖锐，是应力集中的部位，受应力腐蚀的影响较大。浸泡后的钉脚表面形貌粗糙，有的带有孔洞，失去了原有的尖锐形状。图11（b）、11（c）是未与钉梁接触的钉脚，可以看到其所受腐蚀十分严重。但在图11（a）、11（d）中观察到与钉脚接触的钉梁亦受到严重腐蚀，应为微电偶腐蚀的作用。如上文图7（b）、7（c）所示，Zn-Li合金吻合钉表面降解产物呈现分层的特点，而应力集中的钉脚处腐蚀速率相较钉梁大，钉脚与钉梁的腐蚀进程不同，加之Zn（OH）2本身不稳定，易分解为ZnO，ZnO与基体的腐蚀电势不同，构成微电池，形成电流[19]，加速腐蚀。这种腐蚀模式下材料的降解最为严重，浸泡SBF中7 d时即发现钉梁与钉脚受到严重腐蚀。所以实际应用中应注意调节吻合器的参数，减少吻合钉过度闭合，尽量避免钉脚与钉梁接触，尽量减少微电偶腐蚀发生。
|
图 11 Zn-Li合金吻合钉钉脚在SBF和HBSS中浸泡后的SEM图 Fig. 11 SEM images of the Zn-Li alloy staple feet after immersing in SBF and HBSS |
选取Zn-Li合金吻合钉弧度处进行元素分析，结果如图12所示。测试结果显示，K、Na、Mg等含量较低，故选取含量较高的C、O、Zn、P、Ca进行讨论。SBF与HBSS显示的趋势相近，P、Ca、O的含量随浸泡时间的延长逐渐增加，可能是随着降解的进行，Ca3（PO4）2等难溶性降解产物不断地在Zn-Li合金表面沉积[20]，阻碍了反应的进行。与上述两者类似，SIF中浸泡的Zn-Li合金吻合钉中的C、O、P含量整体呈上升趋势，但变化较小，应为蛋白质的加入减缓了腐蚀，蛋白质在体内的钝化作用已得到研究证实，且是体内实验降解速率区别于体外实验的一个重要原因[16]。
|
图 12 Zn-Li合金吻合钉在SBF、HBSS、SIF中浸泡不同时间的表面主要元素含量 Fig. 12 Surface main element contents of Zn-Li alloy staples after immersion in SBF, HBSS, and SIF for different times |
（1）随着时效时间的延长，Zn-Li合金丝的抗拉强度、伸长率、耐腐蚀性能下降。
（2）浸泡28 d的Zn-Li合金吻合钉在SBF中降解最快，HBSS中其次，SIF中最慢，对表面形貌的分析呈现相同结果。
（3）钉梁处主要发生均匀降解，弧度处的腐蚀为应力腐蚀和点蚀的共同作用，钉脚处的微电偶腐蚀对材料腐蚀最为明显，在实际应用中尽量避免吻合钉过度闭合。
（4）元素分析结果表明，降解过程中产生的磷酸盐在基体表面不断沉积，影响降解进一步进行。
| [1] |
季加孚, 胡祥, 陈凛, 等. 胃切除术后消化道重建技术专家共识[J]. 中国实用外科杂志, 2014, 34(3): 205-212. |
| [2] |
VENERITO M, VASAPOLLI R, ROKKAS T, et al. Gastric cancer: epidemiology, prevention, and therapy[J]. Helicobacter, 2018, 23(S1): e12518. DOI:10.1111/hel.12518 |
| [3] |
王思逸, 朱甲明, 周敏, 等. 腹腔镜消化道重建术中所用胃肠吻合钉的研究现状及思考[J]. 腹腔镜外科杂志, 2022, 27(11): 871-875. |
| [4] |
王啸虎, 阎钧, 张绍翔, 等. 高纯镁吻合钉与钛合金吻合钉用于兔肠吻合术的对比研究[J]. 浙江医学, 2022, 44(17): 1854-1858. |
| [5] |
BOWEN P K, DRELICH J, GOLDMAN J. Zinc exhibits ideal physiological corrosion behavior for bioabsorbable stents[J]. Advanced Materials, 2013, 25(18): 2577-2582. DOI:10.1002/adma.201300226 |
| [6] |
BOWEN P K, GUILLORY II R J, SHEARIER E R, et al. Metallic zinc exhibits optimal biocompatibility for bioabsorbable endovascular stents[J]. Materials Science and Engineering: C, 2015, 56: 467-472. DOI:10.1016/j.msec.2015.07.022 |
| [7] |
MOSTAED E, SIKORA-JASINSKA M, DRELICH J W, et al. Zinc-based alloys for degradable vascular stent applications[J]. Acta Biomaterialia, 2018, 71: 1-23. DOI:10.1016/j.actbio.2018.03.005 |
| [8] |
ZHAO S, SEITZ J M, EIFLER R, et al. Zn-Li alloy after extrusion and drawing: structural, mechanical characterization, and biodegradation in abdominal aorta of rat[J]. Materials Science and Engineering: C, 2017, 76: 301-312. DOI:10.1016/j.msec.2017.02.167 |
| [9] |
ZHU S M, WU C C, LI G N, et al. Microstructure, mechanical properties and creep behaviour of extruded Zn-xLi (x = 0.1, 0.3 and 0.4) alloys for biodegradable vascular stent applications[J]. Materials Science and Engineering: A, 2020, 777: 139082. DOI:10.1016/j.msea.2020.139082 |
| [10] |
JIN H L, ZHAO S, GUILLORY R, et al. Novel high-strength, low-alloys Zn-Mg (<0.1wt% Mg) and their arterial biodegradation[J]. Materials Science and Engineering: C, 2018, 84: 67-79. DOI:10.1016/j.msec.2017.11.021 |
| [11] |
VOJTĚCH D, KUBÁSEK J, ŠERÁK J, et al. Mechanical and corrosion properties of newly developed biodegradable Zn-based alloys for bone fixation[J]. Acta Biomaterialia, 2011, 7(9): 3515-3522. DOI:10.1016/j.actbio.2011.05.008 |
| [12] |
LI G N, YANG H T, ZHENG Y F, et al. Challenges in the use of zinc and its alloys as biodegradable metals: perspective from biomechanical compatibility[J]. Acta Biomaterialia, 2019, 97: 23-45. DOI:10.1016/j.actbio.2019.07.038 |
| [13] |
WANG N, MA Y T, SHI H X, et al. Mg-, Zn-, and Fe-based alloys with antibacterial properties as orthopedic implant materials[J]. 2022, 10: 888084.
|
| [14] |
王顺, 冯微, 廖燚, 等. 锌-2银-0.4镁多孔合金支架的体外生物相容性、成骨性及抗菌性能评价[J]. 实用骨科杂志, 2022, 28(9): 801-806. |
| [15] |
GUO H, HU J L, SHEN Z Q, et al. In vitro and in vivo studies of biodegradable Zn-Li-Mn alloy staples designed for gastrointestinal anastomosis[J]. Acta Biomaterialia, 2021, 121: 713-723. DOI:10.1016/j.actbio.2020.12.017 |
| [16] |
GĄSIOR G, SZCZEPAŃSKI J, RADTKE A. Biodegradable iron-based materials-what was done and what more can be done?[J]. Materials, 2021, 14(12): 3381. DOI:10.3390/ma14123381 |
| [17] |
VENEZUELA J J D, JOHNSTON S, DARGUSCH M S. The prospects for biodegradable zinc in wound closure applications[J]. Advanced Healthcare Materials, 2019, 8(16): 1900408. DOI:10.1002/adhm.201900408 |
| [18] |
ZHU X L, GUO P S, YANG L J, et al. Comparison of the in vitro corrosion behavior of biodegradable pure Zn in SBF, 0.9%NaCl, and DMEM[J]. Materials and Corrosion, 2021, 72(10): 1687-1701. DOI:10.1002/maco.202112485 |
| [19] |
NAZAROV A, DILER E, PERSSON D, et al. Electrochemical and corrosion properties of ZnO/Zn electrode in atmospheric environments[J]. Journal of Electroanalytical Chemistry, 2015, 737: 129-140. DOI:10.1016/j.jelechem.2014.07.029 |
| [20] |
CHEN X H, CHANG R, LIU H T, et al. Moving research direction in the field of metallic bioresorbable stents-A mini-review[J]. Bioactive Materials, 2023, 24: 20-25. DOI:10.1016/j.bioactmat.2022.12.004 |