秦浩添 翁鑒 于斐 張衛(wèi)飛 李國慶 張晟 齊天天 曾暉**

（1.骨科生物材料國家地方聯(lián)合工程研究中心，北京大學(xué)深圳醫(yī)院，廣東深圳 518036；2.北京大學(xué)深圳醫(yī)院骨關(guān)節(jié)科，廣東深圳 518036）

隨著社會發(fā)展及人口結(jié)構(gòu)的變化，骨損傷患者的數(shù)量逐年遞增[1]。目前，不銹鋼、鈦合金、鈷鉻合金等傳統(tǒng)金屬植入材料因其具有良好的機械強度和生物相容性在骨損傷修復(fù)領(lǐng)域得到了廣泛的應(yīng)用[2]。然而，這類傳統(tǒng)金屬植入材料的彈性模量大，與骨不能良好的匹配，加之存在應(yīng)力屏蔽等局限，用于治療骨科疾病尤其是骨質(zhì)疏松性骨折患者，易發(fā)生再次骨折[3]。而且此類傳統(tǒng)金屬植入材料需要進行二次手術(shù)來移除，以避免骨折愈合后的潛在副作用[4]。因此新型的金屬材料應(yīng)運而生，其中研究最廣和應(yīng)用最多的是鎂合金植入材料，鎂合金植入材料可生物降解，中間降解產(chǎn)物可被人體吸收或代謝，同時可刺激新骨形成，有利于骨折愈合，此外還有接近皮質(zhì)骨的機械強度，解決了多種骨損傷患者治療的擔(dān)憂，使其成為醫(yī)用組織工程材料研究的熱點[5]。但是，鎂合金骨植入材料在體內(nèi)降解過快，限制了其臨床應(yīng)用[6]。表面改性是指在保持材料或制品原性能的前提下，通過物理、化學(xué)等方法賦予其表面新的性能。目前研究可通過表面改性技術(shù)有效地提高鎂合金骨植入材料的抗腐蝕性和生物相容性，以及賦予其良好的抗菌性能、促進成骨能力，使其有廣闊的臨床應(yīng)用價值。

1 鎂合金植入材料的特點

鎂是人體新陳代謝和骨組織構(gòu)成的重要元素，是酶促反應(yīng)不可缺少的輔助因子，其可通過血液吸收和腎臟代謝快速排出，在維持生命健康等方面起到重要作用，而且有強化骨骼、減少骨折和骨質(zhì)疏松、降血脂及減輕動脈硬化等功效[7]。鎂合金植入材料相對于標(biāo)準(zhǔn)金屬植入物的主要優(yōu)點有5個：①鎂合金質(zhì)量輕，密度1.7～2.0 g/cm3，遠低于生物醫(yī)用鈦合金(4.4～4.5 g/cm3)，并且更接近自然骨(1.8～2.1 g/cm3)，因而更適合作為植入材料[8]；②與傳統(tǒng)金屬材料的彈性模量相比，如不銹鋼（200 GPa）、鈷基合金（230 GPa）、鈦合金（115 GPa）等，鎂的彈性模量（40～45 GPa）能夠更好的匹配自然骨的剛度（11～20 GPa），從而減少骨與植入材料間的應(yīng)力屏蔽效應(yīng)[9]；③鎂合金在水溶液中有腐蝕敏感性，生物降解能力增強[6]；④鎂合金有良好的生物相容性，在植入和降解過程中釋放的鎂離子被用于正常的新陳代謝[10]；⑤鎂合金有促進骨生長的作用。最新研究[11]表明，鎂離子可通過刺激背根神經(jīng)節(jié)，使得骨膜中降鈣素相關(guān)肽的表達上調(diào)，從而促進了新骨形成。由此可知，鎂合金在醫(yī)用材料領(lǐng)域有較大的應(yīng)用前景，但其降解速率難以控制在臨床期待的理想范圍內(nèi)，因此需要提升制備工藝以達到作為骨科植入材料的要求。

鎂合金的降解通常是通過腐蝕進行的[12]，機理為：Mg+2H2O=Mg(OH)2+H2（圖1）。在生理環(huán)境中，高氯化物濃度導(dǎo)致鎂合金快速腐蝕；鎂合金與周圍介質(zhì)還可以形成原電池，當(dāng)與作為陰極的其他金屬接觸時，鎂合金因電偶腐蝕而造成的體內(nèi)降解也難以控制[13]。生理環(huán)境中存在的溶解氧、蛋白質(zhì)、礦物質(zhì)等也加速了鎂合金的降解，進而造成鎂合金材料的機械完整性破壞過快，從而引起裂縫形成，釋放的氫氣泡也能夠在植入材料附近的氣穴中積累而延遲愈合過程，甚至導(dǎo)致組織壞死，鎂合金植入材料表面周圍局部堿化而不利于細胞的存活等[14]。因此，通過鎂合金表面改性使其與內(nèi)環(huán)境相融合成為近年來研究熱點。

圖1 鎂合金在溶液中降解示意圖

2 鎂合金植入材料的表面改性

表面改性是一種降低鎂合金腐蝕速率，控制其降解行為，也是提高表面生物相容性的最有效途徑之一[15]。與改變本體結(jié)構(gòu)和成分相比，對鎂合金進行表面改性更簡單、方便，表面改性一方面保持了材料良好本體屬性，另一方面可調(diào)整表面的耐蝕性，使降解可控；同時通過表面改性可以調(diào)整植入材料的硬度，賦予其抗菌、促進骨生長和更好的生物相容性[16]。目前鎂合金材料表面改性方法主要包括離子注入改性、表面化學(xué)改性和表面涂層改性。

2.1 鎂合金植入材料的離子注入改性

離子注入是微電子加工中的一項標(biāo)準(zhǔn)技術(shù)，裝置示意圖見圖2，其可用于修飾鎂合金的表面性能，同時保留鎂合金本體特征。與表面涂層不同，近表面的原子分布是梯度的，改性層與基體之間沒有突變界面，因此，離子注入材料分層相關(guān)的問題并不明顯[17]。離子注入是提高鎂合金耐蝕性的有效途徑。Cui 等[18]將氮氣導(dǎo)入AZ31B（Mg-3Al-1Zn）鎂合金中，發(fā)現(xiàn)其耐蝕性顯著提高，同時骨細胞相容性未受影響，并且其效果取決于注入電壓和離子通量。Cheng等[19]用等離子體浸沒離子注入的方法，將鋯（Zr）和氮（N）離子同時注入到AZ91（Mg-9Al-1Zn）鎂合金中，通過體外耐腐蝕性實驗、抗菌實驗和細胞相容性及堿性磷酸酶活性實驗發(fā)現(xiàn)，Zr和N的雙離子注入不僅提高了AZ91 鎂合金的耐腐蝕性，而且提供了更好的抗菌性能。不僅如此，在Zr-N注入的AZ91鎂合金的近表面形成生物相容性金屬氮化物和金屬氧化物層為細胞黏附和生長提供了有利的植入表面，進一步促進了骨形成。因此，離子注入的鎂合金材料顯示出其在骨科疾病治療領(lǐng)域的潛力。但離子注入無法對合金提供長期保護，并且復(fù)雜器件存在注入困難的問題，因此有待進一步的探索。

圖2 離子注入裝置示意圖

2.2 鎂合金植入材料的表面化學(xué)改性

表面化學(xué)改性是通過化學(xué)或電化學(xué)反應(yīng)在鎂合金表面形成新相。這種方法除去了鎂合金表面不具有防腐蝕的天然氧化層，使其更耐腐蝕，表面化學(xué)改性一般包括酸蝕、堿熱處理、氟處理、陽極氧化、微弧氧化（micro-arc oxidation,MAO）等[20]。

酸蝕是一種預(yù)處理方法，是通過產(chǎn)生更致密的鈍化層取代原生氧化層的化學(xué)改性方法。Turhan[21]認(rèn)為，2.5%硫酸溶液的酸蝕能夠提高AZ91D 鎂合金的抗腐蝕能力。堿熱處理可在鎂合金表面形成Mg(OH)2阻擋層，減緩其降解速率。還有研究認(rèn)為，堿熱改性后的AZ31B鎂合金樣品具有更好的內(nèi)皮細胞黏附和擴散能力，即同時提高了鎂合金的耐蝕性和生物相容性[22]。經(jīng)氟處理的鎂合金則在鎂表面形成更薄、更均勻、極化電阻更高的MgF2層，從而取代了原來的氧化膜使鎂合金更耐腐蝕。有研究者[23]發(fā)現(xiàn)，氟還可以刺激成骨細胞增殖，增加松質(zhì)骨中新的礦物質(zhì)沉積，降低骨組織的溶解度；氟化物修飾的鎂合金植入材料在骨愈合的早期階段可促進骨整合。陽極氧化是在金屬表面產(chǎn)生一種厚而穩(wěn)定的氧化物膜的電化學(xué)改性過程[24]。Cipriano 等[25]通過恒流陽極氧化在AZ31B 鎂合金上形成了鎂氧化膜，該膜能有效延緩AZ31B 鎂合金的降解，且不影響成骨細胞增殖或新骨形成。圖3 為MAO 裝置示意圖，MAO 是一種通過高壓等離子體輔助陽極氧化工藝進行鎂合金表面改性的方法；MAO涂層非常堅硬，有良好的耐磨性和耐腐蝕性、較好的熱穩(wěn)定性和介電性能[26]。Qi等[27]通過在ZK60（Mg-6Zn-0.5Zr）鎂合金上添加MAO涂層，減緩了鎂合金的降解，并提高了鎂合金的生物性能。與裸ZK60 鎂合金相比，MAO 涂層ZK60 溶血率明顯降低，對L929細胞無細胞毒性。相關(guān)研究證實，隨著制備電壓的增加，MAO 涂層的耐蝕性增強。水熱處理工藝簡單，但涂層容易被破壞，氟處理過程使用強酸，存在一定危險性，MAO 工藝簡單涂層易調(diào)，是鎂合金表面改性的一個重要研究方向。

圖3 MAO裝置示意圖

2.3 鎂合金植入材料的表面涂層改性

增加涂層可通過形成基體與外部生物環(huán)境之間的屏障來控制鎂合金的降解速率，同時改善其生物相容性[28]（圖4）。涂層按其化學(xué)成分主要可分為無機涂層、合成聚酯涂層、天然高分子涂層和復(fù)合涂層。

圖4 鎂合金表面涂層示意圖

無機涂層材料主要是磷酸鈣(Ca-P)。Ca-P 是骨組織中主要的無機成分，也是鎂合金上常用的涂層。Ca-P涂層有不同類型，如羥基磷灰石（hydroxyapatite,HA）、磷酸三鈣（tricalcium phosphate,TCP）、磷酸八鈣(octacalcium phosphate,OCP)等。該涂層有良好的生物相容性、生物活性和骨誘導(dǎo)性，且可提高鎂合金的耐磨性和耐腐蝕性，目前廣泛用于鎂合金骨植入材料制備[29]。HA 是磷灰石家族的重要成員，與骨礦物的化學(xué)成分接近，也是鎂合金的常用涂層材料之一[30]。Johnson 等[31]在ZK60 鎂合金上研發(fā)了一種HA 涂層，發(fā)現(xiàn)它可減緩合金降解，提高L929 細胞的細胞相容性，使ZK60 鎂合金更適用于骨科。β-TCP 包覆的AZ31 鎂合金，比未包覆的基體有更好的表面生物活性、細胞相容性、骨傳導(dǎo)性和成骨能力，且有更小的可降解性。OCP是牙齒和骨骼磷灰石晶體的前體，存在于磷灰石層和水合層的交替層中，可修復(fù)骨缺損，增強骨傳導(dǎo)率；體外研究[32]表明，OCP 能促進小鼠骨髓基質(zhì)細胞向成骨細胞分化。OCP常與其他Ca-P化合物結(jié)合，以提高鎂合金植入材料的耐蝕性和骨電導(dǎo)率。HA、OCP 和二水合磷酸氫鈣（dicalcium phosphate dehydrate,DCPD）組成的涂層降低了AZ31鎂合金的降解率,促進了骨修復(fù)[33]。Ca-P 涂層生物活性好、應(yīng)用廣，但脆性大、疏松多孔易滲透、結(jié)合力較差。

合成聚酯涂層材料主要包括聚乳酸（polylactide,PLA）、聚己內(nèi)酯（polycaprolactone,PCL）、聚乙烯亞胺(polyethyleneimine,PEI)、聚 苯 胺(polyaniline,PANI)等。此類聚合物有良好的生物相容性和生物降解性，可作為藥物控釋和骨植入材料的載體[34]。Liu 等[35]在AZ91D 鎂合金上添加PLA 涂層，結(jié)果表明，AZ91D 鎂合金耐蝕性顯著增加。Liu等[36]在MAO/Mg 上制備一種均勻的PCL涂層，將其浸泡于Hank's溶液中7 d，并對涂層的耐蝕性進行了評價，結(jié)果發(fā)現(xiàn)，與未包覆MAO/Mg的試樣相比，多孔MAO/Mg/PCL（4.7%w/v）基體有明顯的耐蝕性。Witecka等[37]研發(fā)了聚乳酸-羥基乙酸涂層Mg-6Zn 鎂合金，抗腐蝕速率提高了2 個數(shù)量級，細胞附著也有所增強。Xu 和Yamamoto[38]報道了在AZ91D鎂合金上制備由PEI、聚苯乙烯磺酸鹽和8-羥基喹啉組成的逐層防腐涂層，并采用電化學(xué)測試方法進行研究，發(fā)現(xiàn)該涂層能在改進型模擬體液（simulated body fluid,SBF）中耐蝕4 d。此外，通過對成骨細胞堿性磷酸酶活性的研究，發(fā)現(xiàn)與未涂層鎂合金相比，涂層使鎂合金材料有更高的骨分化能力。Jimenez等[39]在ZM21鎂合金上的丙烯酸黏合劑中制備了一種PANI保護層，使鎂合金在0.5%NaCl作用75 d后也沒發(fā)生基體金屬的降解。鎂合金與高分子聚合物優(yōu)勢互補，還可作為載藥平臺，但兩者為物理連接、存在明顯界限，涂層容易脫落。因此仍需要繼續(xù)探究探討。

天然高分子涂層材料主要包括膠原蛋白、殼聚糖（chitosan,CS）、血清白蛋白等。天然高分子材料作為鎂合金表面涂層材料具有良好的生物相容性。與無機材料和合成聚酯相比，天然聚合物具有良好的仿生性質(zhì)。因此，基于植入材料的天然聚合物涂層增強了植入體表面與周圍組織基質(zhì)之間的相互作用，從而加快了組織的再生。膠原蛋白是骨基質(zhì)細胞外物質(zhì)的主要成分。有研究表明，Ⅰ型膠原蛋白（collagen Ⅰ,Coll-Ⅰ）可增強骨相關(guān)細胞的黏附功能，并為細胞增殖提供了良好的介面[40]。在鎂合金表面增加一層膠原膜，可使其具有良好的耐腐蝕性能。有學(xué)者[41]指出，礦化膠原蛋白已經(jīng)在臨床上用作口腔應(yīng)用中的骨移植材料，礦化膠原/Mg-Ca 合金材料在體外無細胞毒性，并可增強細胞增殖和遷移，促進骨再生，為礦化膠原和鎂合金的聯(lián)合應(yīng)用提供了新的概念。Mushahary 等[42]在生物可降解的鎂-氧化鋯-鈣（Mg-Zr-Ca）合金植入材料表面涂有Coll-Ⅰ后進行評估，結(jié)果表明Coll-Ⅰ涂覆的Mg-Zr-Ca合金與未涂覆材料的骨形成相比，覆蓋有該涂層的材料可形成更好的骨小梁結(jié)構(gòu)，有更好的骨誘導(dǎo)作用和植入物二次穩(wěn)定。CS 涂層降解產(chǎn)物無毒，在骨愈合過程中可作為生長細胞的黏附基質(zhì)發(fā)揮重要作用，并可增強鎂合金的耐腐蝕性。Cai 等[43]發(fā)現(xiàn)CS 對Mg-Ca 合金進行表面改性后，可以減緩其在SBF 中的腐蝕，有更好的骨細胞黏附效果。Guo等[44]通過體內(nèi)外實驗發(fā)現(xiàn)，復(fù)合殼聚糖-鎂（CS-Mg）膜可用作生物降解的骨再生膜（guided bone regeneration membrane，GBRM），有合適的降解速率及與商業(yè)GBRM 相似的細胞黏附和生物相容性。血清白蛋白是各種生物循環(huán)系統(tǒng)中含量最高的蛋白，它們在維持滲透壓、藥物配置和療效方面發(fā)揮著重要作用。Harandi等[45]研究表明，牛血清白蛋白（bovine serum albumin,BSA）吸附在AZ91 鎂合金上提高了其在SBF 中的耐腐蝕性，促進了合金材料表面的細胞黏附生長。也有研究表明，在浸泡的初期BSA吸附在合金表面，但隨著時間的增加，BSA 與腐蝕產(chǎn)物螯合，導(dǎo)致保護膜破裂。因此BSA 可早期抑制AZ91 鎂合金的腐蝕，其耐蝕性隨BSA 濃度的增加而增加。天然高分子材料生物安全性好、種類豐富，其他天然高分子材料如海藻酸瓊脂、纖維素、葡聚糖、甲殼素、酪蛋白、硫酸軟骨素等[46,47]，可為進一步研究提供了豐富的涂層選擇。

復(fù)合涂層則是由于單一涂層不能產(chǎn)生理想的效果，通過2種或2種以上成分復(fù)合而形成的涂層，甚至添加藥物等成分以協(xié)同預(yù)防腐蝕和促進骨植入部位的愈合。Li等[48]研究表明,唑來膦酸-CaP雙層包覆鎂鍶合金可促進成骨前細胞的增殖、成骨分化及礦化，但其也可誘導(dǎo)細胞凋亡，抑制破骨細胞的分化；有效的治療了鼠骨質(zhì)疏松骨折，為骨質(zhì)疏松患者提供了一種潛在的治療方法。慶大霉素負(fù)載的HA 涂層鎂合金在體外實驗中表現(xiàn)出良好的耐腐蝕、生物相容性、長期殺菌活性，有望用于骨髓炎的治療[12]。Chen等[49]研究發(fā)現(xiàn)，AZ31 鎂合金上添加左旋聚乳酸（L-Polylactide,PLLA）/HA/膠原復(fù)合涂層，該涂層材料降低了底層Mg 樣品的降解速率，并表現(xiàn)出良好的組織相容性和骨誘導(dǎo)能力。此外，電沉積法制備的MAODCPD 復(fù)合鍍層不僅降低了AZ80 的腐蝕速率，而且提高了鍍層的磷灰石形成能力，從而提高了與骨細胞的相容性[50]。Lu等[51]采用浸漬法在WE42鎂合金上制備了生物相容性MAO/PLLA復(fù)合涂層，并觀察到其耐腐蝕性能和良好的血液相容性。在鎂合金表面添加復(fù)合涂層可使其更適合細胞黏附和增殖，提高其生物相容性，并可按相應(yīng)需求獲得良好的抗菌、抑制破骨等性能，是鎂合金骨植入材料未來的發(fā)展趨勢。

3 總結(jié)與展望

鎂合金是一種很有前景的生物材料，有與天然骨相當(dāng)?shù)臈钍夏Ａ?，適宜的強度，優(yōu)異的生物相容性和生物降解性。然而，如何處理生理條件下鎂合金的降解問題仍是挑戰(zhàn)；為了滿足臨床要求，在表面改性設(shè)計中不僅要控制降解速率，還要考慮力學(xué)性能和骨附著性、生物相容性，以及為了滿足特定治療效果所負(fù)載的藥物等因素。目前國內(nèi)外研究已證實了各種表面改性方法可極大的拓展鎂合金植入材料未來的臨床應(yīng)用價值。

此外，在歸納鎂合金骨植入材料表面改性技術(shù)方法中，各種處理技術(shù)均有優(yōu)缺點（表1）。未來的表面改性方法會更多的傾向于多種技術(shù)的結(jié)合，取長補短，制造出最適鎂合金骨植入材料。同時涂層改性方面則會更關(guān)注于天然高分子涂層、混合涂層及涂層作為局部藥物傳遞平臺的研究。此外新型鎂合金骨植入材料工業(yè)生產(chǎn)難易程度及經(jīng)濟因素都需要綜合考慮，為日后的臨床應(yīng)用做準(zhǔn)備?？傊砻娓男詾殒V合金進一步在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用創(chuàng)造了可能。相信隨著鎂合金骨植入材料表面改性技術(shù)的不斷發(fā)展，在將來鎂合金將替代傳統(tǒng)骨植入材料發(fā)揮更大的應(yīng)用價值。

表1 鎂合金骨植入材料表面改性方法及優(yōu)缺點