周 茉，徐 翔，王天暢，強(qiáng) 磊，張昌入，楊 涵，劉朝宗，王金武

（1.上海交通大學(xué)醫(yī)學(xué)院附屬第九人民醫(yī)院,上海 200011；2.骨科與肌肉骨骼科學(xué)研究所,外科與介入科學(xué)部,倫敦大學(xué)學(xué)院,皇家國家骨科醫(yī)院,倫敦 HA7 4LP）

骨關(guān)節(jié)炎（osteoarthritis，OA）作為一種可以導(dǎo)致殘疾的退行性疾病，常累及軟骨下骨，導(dǎo)致骨軟骨缺損[1-2]。軟骨下骨包括軟骨下皮質(zhì)板和松質(zhì)骨，位于鈣化軟骨的遠(yuǎn)端，在OA 發(fā)展的不同時期會發(fā)生不同的變化[3]。在OA 早期，由于重塑率增加，會發(fā)生軟骨下板變薄，以及軟骨下松質(zhì)骨丟失[4]。在OA晚期，軟骨下板變厚，松質(zhì)骨丟失，鈣化軟骨向關(guān)節(jié)軟骨推進(jìn)，關(guān)節(jié)軟骨變薄且發(fā)生纖維化[4]。軟骨下骨的變化對關(guān)節(jié)軟骨有明顯的機(jī)械影響，與關(guān)節(jié)軟骨的健康和完整性密切相關(guān)[5]。關(guān)節(jié)軟骨具有黏彈性，會在壓縮載荷下變形，而密度和剛度不均勻的軟骨下骨會導(dǎo)致不同區(qū)域的關(guān)節(jié)軟骨變形不一致。這種不一致所導(dǎo)致的張力和剪切力會增加上覆軟骨撕裂和纖維化的風(fēng)險[4]。

受損的關(guān)節(jié)軟骨和軟骨下骨很難自愈，用于功能修復(fù)的組織工程支架是一種有前途的治療方法[6]。骨軟骨支架應(yīng)提供3D 梯度結(jié)構(gòu)、合適的孔隙率、匹配的生物降解性、良好的生物相容性、初始機(jī)械強(qiáng)度和骨整合[7-8]。軟骨下骨，作為維持骨軟骨單元生物力學(xué)特征的關(guān)鍵因素，是骨軟骨支架設(shè)計的重要考慮因素之一[9-10]。失敗的軟骨下骨修復(fù)不僅會影響關(guān)節(jié)處載荷的傳導(dǎo)，還會影響所修復(fù)組織的長期功能[11-12]。目前，骨軟骨支架主要包括單相支架、雙相支架、多層仿生支架和連續(xù)梯度支架[13-14]。常用的材料主要有天然生物材料，合成材料，生物陶瓷，金屬，脫細(xì)胞基質(zhì)和復(fù)合材料[14-16]。其中，聚合物被用于模擬軟骨層的黏彈性，金屬合金和陶瓷則被用于模擬軟骨下骨層的強(qiáng)度和剛度[17]。

在金屬材料中，鎂合金因其生物相容性、可降解性、顯著的骨整合和接近人體骨的力學(xué)性能被越來越多的用于骨組織工程[18-20]。與機(jī)械強(qiáng)度過低的生物高分子聚合物（如聚乳酸、聚丙交酯-共-乙交酯和聚己內(nèi)酯）[18]，易碎的生物陶瓷，以及彈性模量過高的其他惰性金屬材料（如不銹鋼、鈦合金和鈷鉻合金）相比，鎂及其合金的彈性模量更加接近皮質(zhì)骨的（皮質(zhì)骨的彈性模量：5～23 GPa，Mg 的彈性模量：41～45 GPa）[21]，既可以滿足承重需求，又減少了應(yīng)力屏蔽的風(fēng)險[18,21-25]。結(jié)合多孔的結(jié)構(gòu)設(shè)計，鎂基支架的彈性模量可以接近松質(zhì)骨的（2～5 GPa）[26]。此外，Mg 作為人體中常見的礦物質(zhì)，不僅在許多生理功能（如代謝、蛋白質(zhì)合成、神經(jīng)肌肉興奮性和激素分泌）中起到重要作用，還可以促進(jìn)成骨[27-29]。

然而，鎂合金較快的降解速率和較差的耐腐蝕性仍是其在醫(yī)療領(lǐng)域應(yīng)用所面臨的挑戰(zhàn)[30]。在降解的早期階段降解產(chǎn)生的氫氣釋放出來，會在人體形成氣穴；過快的腐蝕也可能導(dǎo)致力學(xué)性能的快速下降[31]。目前，在控制降解速率方面已做了一些努力，包括改變微觀結(jié)構(gòu)和表面改性[32]，即添加其他元素制成合金，或在鎂基支架表面應(yīng)用涂層。

鎂及其合金作為金屬可降解多孔支架的候選者，尚缺乏廣泛的臨床應(yīng)用[30]。目前，對于適用于軟骨下骨缺損修復(fù)的鎂基支架的結(jié)構(gòu)和孔隙設(shè)計還沒有定論，且研究人員對于鎂合金成骨機(jī)制的理解有限。因此，本綜述歸納了鎂合金用于骨軟骨支架的研究進(jìn)展，包括制造方法、材料優(yōu)化、結(jié)構(gòu)設(shè)計、以及其機(jī)械、降解和生物學(xué)性能，并討論了未來研究的潛在方向，旨在為多孔鎂基支架的開發(fā)和臨床應(yīng)用提供參考。

1 多孔鎂基支架的制造方法

支架的多孔設(shè)計對于保證與人體組織匹配的力學(xué)性能和生物相容性十分重要[30,33]。300～500 μm的孔徑、50%～75%的孔隙率被認(rèn)為符合骨小梁的結(jié)構(gòu)特點(diǎn)且可促進(jìn)骨向內(nèi)生長[20,30,34]。因此，理想的制造工藝應(yīng)能對孔隙特征進(jìn)行調(diào)控。傳統(tǒng)的制造工藝，如熔模鑄造[35]、真空發(fā)泡[36]、觸變鑄造[37]和定向凝固[38]，不能滿足需求。近年來，已開發(fā)出可控的多孔鎂合金加工工藝，主要包括鈦絲空間支架（titanium wire space holder，TWSH）、與空間支架技術(shù)相結(jié)合的粉末冶金和選擇性激光熔化（見圖1 和表1）。

表1 3 種多孔鎂基支架制造方式的優(yōu)缺點(diǎn)Tab.1 Advantages and disadvantages of three fabrication methods for porous magnesium-based scaffolds

圖1 3 種多孔鎂基支架制造方式Fig.1 Three fabrication methods for porous magnesium-based scaffolds

TWSH 的基本原理是使用鈦絲編織的3D 結(jié)構(gòu)作為間隔物，將鎂或其合金與鈦絲一起加工，最后用氫氟酸將鈦絲腐蝕（見圖1a）[39]?？紫秴?shù)通過調(diào)整鈦絲的粗細(xì)和形態(tài)來控制，可以得到在人體松質(zhì)骨范圍內(nèi)的孔徑、孔隙率和力學(xué)性能[40]。Cheng 等[41]使用TWSH 方法，制造并比較了兩個孔徑不同（250 μm和400 μm）但孔隙率幾乎相同（54%左右）的多孔鎂支架，兩個支架都表現(xiàn)出良好的細(xì)胞相容性和成骨細(xì)胞分化，且孔徑較大的支架可以促進(jìn)早期血管化。

傳統(tǒng)的粉末冶金技術(shù)是將金屬粉末壓實并燒結(jié)，所得孔隙率取決于粉末顆粒的尺寸和形狀[30]。為了獲得受控的孔隙結(jié)構(gòu)，可將其與空間支架技術(shù)相結(jié)合（見圖1b）。這與TWSH 技術(shù)相似，孔隙的控制取決于作為空間支架的顆粒[42]。CO（NH2）2、NH4HCO3、NaCl、萘、樟腦和聚甲基丙烯酸甲酯（polymethyl methacrylate，PMMA）都可用作鎂支架的空間保持顆粒，但可能會殘留在鎂支架的表面并對支架的力學(xué)性能和耐腐蝕性造成影響[30]。Bi等[43]使用上述方法制造了鎂支架，以PMMA 為空間載體，得到的最大孔隙率為40%，抗壓強(qiáng)度為25～170 MPa。Jia 等[44]將鎂粉替換成鎂錠，使用NaCl 作為多孔模板，用鑄造的方式制備了多孔鎂支架，得到了更大的孔徑（200～350 μm）和孔隙率（68.54%～75.14%），但屈服強(qiáng)度僅1.35 MPa 左右。

選擇性激光熔化（selective laser sintering，SLM）是一種增材制造技術(shù)，可以直接從金屬粉末中快速制造3D 零件（見圖1c）[45]。SLM 的整個過程在充滿惰性氣體（氬氣）的環(huán)境中進(jìn)行，使用光纖激光源作為能源，根據(jù)計算機(jī)輔助設(shè)計（computer-added design，CAD）文件定義的幾何形狀對粉末層進(jìn)行選擇性的熔化[45-46]。因此，SLM 可以制造使用傳統(tǒng)技術(shù)難以生產(chǎn)的復(fù)雜組件[46]。此外，經(jīng)過SLM 處理的鎂合金表現(xiàn)出更高的耐腐蝕性，這可能得益于SLM 過程中的快速凝固[47-49]。Li 等[33]使用SLM 制造了具有金剛石晶胞結(jié)構(gòu)的WE43 鎂基支架，所得支架表現(xiàn)出良好的力學(xué)性能和生物相容性，壓縮模量（700～800 MPa）接近小梁骨的，且在4 周后仍能保持機(jī)械完整性。

2 鎂基支架的耐腐蝕優(yōu)化

鎂基支架較快的降解速率限制了其在醫(yī)療領(lǐng)域的應(yīng)用推廣。在中性環(huán)境中，Mg 降解會釋放Mg2+、OH-和H2，導(dǎo)致局部堿化和Mg（OH）2在表面的沉積。釋放的H2和OH-可能對細(xì)胞功能產(chǎn)生不利影響、降低植入物的細(xì)胞相容性、減少細(xì)胞存活率[33,50]。當(dāng)Mg 腐蝕太快時，可能在局部形成氣穴并導(dǎo)致植入物失效[50]。此外，體液中的Cl-會分解植入物表面的氧化物或氫氧化物層，導(dǎo)致點(diǎn)蝕。為提高鎂基支架的耐腐蝕性，可以添加合金元素或表面改性。

2.1 用于鎂基支架的合金元素

通過添加合金元素，可以顯著提高M(jìn)g 的物理、化學(xué)和力學(xué)性能[51]。合金元素通過優(yōu)化晶粒尺寸和形成金屬間化合物來改變鎂合金的耐腐蝕性和機(jī)械強(qiáng)度[52]。目前，廣泛使用的合金元素有Al、Zn、Ca、Mn、Li 和稀土元素（rare earth element，REE）。其中，Al、Ca 和Li 是輕度毒性元素，某些REE（如Y）為中度毒性元素，Mn 和Zn 為重度毒性元素[53]。Al 具有非常低的密度和硬度，是強(qiáng)度質(zhì)量比最好的金屬之一，通常用于改善鎂的力學(xué)性能和耐腐蝕性能[54]，但有關(guān)Al 含量對鋁鎂合金腐蝕行為影響的研究較少[55-56]。此外，Al 是阿爾茨海默病的危險因素，可導(dǎo)致肌肉纖維損傷[57]，因此不建議將鋁鎂合金用于人體[58]。Zn 是人體必備的營養(yǎng)素，且具有良好的降解行為，腐蝕反應(yīng)較為溫和[59]。鎂鋅種植體在骨和血管組織中表現(xiàn)出優(yōu)異的生物相容性[60]。Zn 能夠?qū)e、Cu 和Ni 等雜質(zhì)轉(zhuǎn)化為無害的金屬間化合物，從而降低其腐蝕作用[61]，但過量添加會加速腐蝕[62]。Ca 是人體骨骼的主要成分，鎂鈣合金是最適合構(gòu)成骨骼礦物相的合金體系，常用于增強(qiáng)生物相容性和力學(xué)性能[63]。增加Ca 含量可提高合金的硬度[64]，但會降低其耐腐蝕性[65]。Mg-0.5Ca 合金系統(tǒng)可能是可生物降解骨植入應(yīng)用的良好候選者[54]。Mn 通常用作鎂合金中的次要元素，可以添加在鎂鋁合金中提高合金的力學(xué)性能和耐腐蝕性[66-67]。與Zn 類似，Mn 可以將Fe 和其他雜質(zhì)轉(zhuǎn)化為無害的金屬間化合物來提高含鋁鎂合金的耐腐蝕性能[61]，但過量添加Mn 會形成大量含Mn 的金屬間相，產(chǎn)生電偶效應(yīng)，降低鎂鋁合金的耐腐蝕性[67]。Li 的添加有利于提高耐腐蝕性，而質(zhì)量分?jǐn)?shù)超過9.0%則會降低耐腐蝕性[68-69]。有研究表明，當(dāng)Li 質(zhì)量分?jǐn)?shù)超過5.5%時，合金的顯微組織發(fā)生變化，強(qiáng)度下降，塑性增加[70-71]。REE 包括17 種元素，即15 種鑭系元素、Sc 和Y。它們通常作為母合金或硬化劑被添加到鎂合金中，可以通過固溶和沉淀硬化來提高其強(qiáng)度和耐腐蝕性[58]。目前，添加了Y、Nd 和Gd 的WE43 合金已成為非常有限的已實現(xiàn)臨床應(yīng)用的可生物降解金屬之一[72-73]。

2.2 鎂基支架的表面改性

優(yōu)化鎂合金的另一種方法是表面改性，即在原本的鎂基支架表面添加涂層。表面涂層根據(jù)基材是否參與可分為兩類，轉(zhuǎn)化涂層和沉積涂層（見表2）。轉(zhuǎn)化涂層通過鎂基體和涂層溶液之間的化學(xué)或電化學(xué)反應(yīng)，在原位形成緊密附著的鎂化合物[74]。相比之下，沉積涂層是在沒有基材參與的情況下異位形成的，其結(jié)合強(qiáng)度由涂層與基材或涂層與涂層間相互作用決定[75-76]。沉積涂層主要是無機(jī)涂層和聚合物。聚合物除了作為物理屏障外，還可以作為生物活性化合物（例如藥物或骨相關(guān)蛋白）的載體，帶來額外的生物功能[74]?？缮锝到獾木酆衔锉砻嫱繉右驯蛔C明是一種直接有效的策略，可以延緩鎂及其合金的快速降解并提高其生物活性[32,77]。

表2 不同涂層對鎂合金的影響Tab.2 Effect of different coatings on magnesium alloys

對于轉(zhuǎn)化涂層，表面磷酸化被認(rèn)為可以提高鎂基材料的耐腐蝕性以及表面生物活性[78]。P 是一種營養(yǎng)元素，特別是對于人體骨骼生長而言，因此鎂基材料的表面磷酸化在骨科應(yīng)用中更有前景[79]。堿處理也可對鎂基材料進(jìn)行改性形成Mg（OH）2涂層，抑制腐蝕行為[80]。然而，Mg（OH）2易被Cl-攻擊而轉(zhuǎn)化為高水溶性的MgCl2，因此該涂層不宜在富含Cl-的生理環(huán)境中長期使用[79]。與Mg（OH）2相比，MgF2在生理環(huán)境中更穩(wěn)定。然而，形成MgF2所使用的氫氟酸有毒且對環(huán)境有害。

對于沉積涂層，磷酸鈣（Ca-P）涂層可以有效延緩鎂合金的初始腐蝕[81]。Ca-P 涂層的成分與天然骨的無機(jī)成分相似，具有誘導(dǎo)成骨和骨整合的特性[82]。此外，具有良好的生物相容性和降解性的聚合物，包括天然聚合物和合成聚合物，也已被廣泛研究。應(yīng)用聚合物涂層所面臨的一個挑戰(zhàn)是鎂基體快速腐蝕導(dǎo)致的聚合物涂層脫落。如，聚乳酸涂層在兩周內(nèi)可將鎂基支架的腐蝕速率降低1.5 倍，但長期效果幾乎與無涂層樣品相似，這是由于聚乳酸保護(hù)層被鎂腐蝕產(chǎn)生的氫氣或被其本身的水解體降解所破壞[83-84]。復(fù)合涂層或者多層涂層可以改善這一問題，如在添加聚合物涂層之前，先添加MgF2、Mg（OH）2或HA 涂層[85-87]。此外，復(fù)合涂層還可能帶來更好的耐腐蝕性和生物相容性[87]。

3 鎂基支架的結(jié)構(gòu)設(shè)計

鎂基支架的結(jié)構(gòu)設(shè)計可以影響其機(jī)械、降解以及生物學(xué)性能，鎂基支架結(jié)構(gòu)包括正交、非參數(shù)化晶胞、三周期極小曲面（triply periodic minimal surface，TPMS）、Voronoi、CAD 仿生和編織6 種（見圖2 和表3）。

表3 不同鎂基支架結(jié)構(gòu)的優(yōu)缺點(diǎn)Tab.3 Advantages and disadvantages of the structure of different magnesium alloy scaffolds

圖2 鎂基支架結(jié)構(gòu)設(shè)計示意圖Fig.2 Schematic diagrams of the structure design of magnesium alloy scaffolds

正交結(jié)構(gòu)是最常見的支架結(jié)構(gòu)（見圖2 a），設(shè)計簡單且易于制造。然而，正交結(jié)構(gòu)會導(dǎo)致交疊處的應(yīng)力集中和受力時的逐層塌陷[91-92]。比正交結(jié)構(gòu)更復(fù)雜的是非參數(shù)晶胞設(shè)計，這通常是基于立方體和其他多面體結(jié)構(gòu)設(shè)計的，常用的是金剛石晶胞（見圖2b）[93]。這些非參數(shù)化的晶胞設(shè)計有著比正交結(jié)構(gòu)更好的力學(xué)性能，但依然無法避免支柱連接點(diǎn)處的應(yīng)力集中[94]。

金屬制造技術(shù)的發(fā)展使更復(fù)雜的參數(shù)化結(jié)構(gòu)設(shè)計的制造成為可能。TPMS 是平均曲率接近于零的3D 周期性表面，具有大的表面積和連續(xù)的內(nèi)部通道（見圖2c）。TPMS 具有的高表面積體積比和高滲透性有助于營養(yǎng)物質(zhì)傳輸和細(xì)胞滲透[95-96]，也有助于增強(qiáng)細(xì)胞的粘附、遷移和增殖[97]。此外，與規(guī)則的晶格結(jié)構(gòu)支架相比，無限連續(xù)的表面和光滑的接縫確保了更少的應(yīng)力集中和增強(qiáng)的力學(xué)性能[98]。TPMS 的形態(tài)可以通過隱函數(shù)精確控制，包括曲率、孔隙率和孔徑大小[99]。

除了規(guī)律的孔隙設(shè)計，一些隨機(jī)的仿生孔隙設(shè)計也引起了研究人員的興趣。Voronoi 設(shè)計是由特定體積中的一組點(diǎn)形成的，這些點(diǎn)可以隨機(jī)分布，也可以根據(jù)應(yīng)用以特定的方式分布（見圖2d）[100]。通過對細(xì)胞規(guī)律性和相對密度等參數(shù)進(jìn)行優(yōu)化，可以得到類似于天然骨的結(jié)構(gòu)[101-102]。另一種仿生天然骨小梁設(shè)計的方法是CAD 建模（見圖2e）[89,103]。然而，這兩種仿生設(shè)計結(jié)構(gòu)的力學(xué)性能均未超過TPMS 設(shè)計的力學(xué)性能，且隨機(jī)生成的較細(xì)的支柱可能導(dǎo)致較高的斷裂風(fēng)險[89,102-103]。

近年來，在結(jié)構(gòu)設(shè)計方面也有新的探索。一種是通過編織控制孔隙（見圖2f），編織的結(jié)構(gòu)能提供優(yōu)異的延展性和韌性?？上У氖?，這種支架的力學(xué)性能較差，不在松質(zhì)骨范圍內(nèi)[18]。此外，在基本設(shè)計的基礎(chǔ)上，目前也有梯度設(shè)計和混合設(shè)計。例如，Shi 等[104]的研究證明，梯度設(shè)計可以降低應(yīng)力屏蔽，F(xiàn)ousová等[105]則證明了分層梯度支架比均勻的多孔結(jié)構(gòu)支架具有更好的力學(xué)性能。Yue等[102]設(shè)計的兩種TPMS 的混合結(jié)構(gòu)也表現(xiàn)出良好的力學(xué)性能和壓縮時均勻的應(yīng)力分布。

4 鎂基支架的力學(xué)性能

作為軟骨下骨層的鎂基支架需承擔(dān)重要的機(jī)械傳導(dǎo)任務(wù)。制造工藝、合金組成、孔隙以及結(jié)構(gòu)設(shè)計，都會影響支架的力學(xué)表現(xiàn)（見表4）。

表4 制造工藝、合金組成、孔隙以及結(jié)構(gòu)設(shè)計對鎂基支架力學(xué)性能的影響Tab.4 Influence of manufacturing process,alloy composition,porosity and structural design on the mechanical properties of magnesium-based scaffolds

制造工藝本身的缺陷可能會影響力學(xué)性能。例如，在由與空間支架技術(shù)相結(jié)合的粉末冶金制造的支架中，可以觀察到兩種孔，一種是占位材料留下的孔，一種是由制造過程中不完全壓實產(chǎn)生的小孔。這種小孔會影響力學(xué)性能，應(yīng)通過優(yōu)化制造過程和調(diào)整合金顆粒的大小和形狀來減少[106]。相比之下，SLM 生產(chǎn)的鎂及其合金由于高冷卻速率和快速凝固而具有細(xì)化的晶粒，因此也表現(xiàn)出更高的硬度[46,107-108]。

鎂基支架的組成也會影響其力學(xué)性能。適量添加合金元素（如Al、Zn、Ca、Mn 和REE）可以優(yōu)化力學(xué)性能。此外，在鎂復(fù)合材料支架中，力學(xué)性能的增強(qiáng)得益于其他材料顆粒的摻入[109-110]。

孔隙對抗壓強(qiáng)度的影響是復(fù)雜的，孔徑、孔隙率和支柱厚度共同影響著支架的力學(xué)性能。一些研究顯示出隨孔隙率或孔徑增加而力學(xué)性能降低[111]，但在另一些研究中的結(jié)論是相反的[41]，這與支柱部分的不同厚度有關(guān)。此外，支架的結(jié)構(gòu)設(shè)計也會影響力學(xué)性能，與其他常見的結(jié)構(gòu)相比，TPMS 被證明有著更好的應(yīng)力分布和壓縮強(qiáng)度[89]。

5 鎂基支架的降解行為

考慮到人體的自然骨愈合機(jī)制，可降解支架應(yīng)為缺損部位提供12～24 周的機(jī)械支撐，并在1～2年內(nèi)完全降解[112-113]。

5.1 體外降解

鎂基支架的體外腐蝕模式可以通過失重法、析氫速率、pH 變化和電化學(xué)測試來評估。腐蝕過程中的微觀結(jié)構(gòu)改變可以通過X 射線計算機(jī)斷層掃描（X-ray computed tomography，XCT）評估[88]。體外腐蝕測試常用靜態(tài)磷酸鹽緩沖鹽水（phosphatebuffered saline，PBS）[42]。此外，也有研究者提出了其他符合體內(nèi)環(huán)境的溶液供選擇。例如，Zainal 等[114]使用碳酸氫鹽緩沖Hank 溶液模擬人體血液環(huán)境，將樣本浸泡7～14 d，得到的體外腐蝕速率與體內(nèi)相似。

對于體外腐蝕行為的測定時長尚沒有統(tǒng)一的規(guī)定，一些研究中只探索了浸泡24 h 后或幾天內(nèi)的腐蝕情況[42]，而在另一些研究中這個時間超過兩個月[88]。用于軟骨修復(fù)的支架應(yīng)保證兩個月的機(jī)械完整性，然后快速降解，以允許營養(yǎng)運(yùn)輸和細(xì)胞長入[20]。因此，有必要進(jìn)行長時間的腐蝕性研究。鎂基支架在體外的腐蝕行為隨時間而改變。Wang 等[89]的研究表明，Mg-Nd-Zn-Zr 鎂基支架腐蝕所釋放的Mg2+在前3 d 內(nèi)迅速增加，并在第7 d 開始下降。

鎂合金的體外降解行為會影響支架的力學(xué)性能和生物學(xué)性能。Hedayati 等[116]對多孔鎂基支架的腐蝕行為以及力學(xué)性能進(jìn)行了研究。結(jié)果表明，腐蝕造成的礦物沉積會對支架的力學(xué)性能產(chǎn)生影響，導(dǎo)致短期內(nèi)（6～12 h）彈性模量增加。此外，有研究表明，Mg 降解導(dǎo)致在其表面產(chǎn)生Ca-P 沉淀，可誘導(dǎo)骨傳導(dǎo)，增強(qiáng)成骨細(xì)胞反應(yīng)和細(xì)胞生長[30]。Mg 降解產(chǎn)生的局部堿性微環(huán)境還可以使鎂基支架在體外和體內(nèi)均表現(xiàn)出抗菌作用[49]。

5.2 體內(nèi)降解

為了實現(xiàn)最佳的軟骨組織修復(fù)，植入后前兩個月的機(jī)械穩(wěn)定性至關(guān)重要。如果合金在體內(nèi)降解太快，則無法在支架上完成充分的軟骨修復(fù)[117]。

現(xiàn)階段的體外腐蝕測試無法完全模擬植入物在人體內(nèi)的腐蝕行為[118]。Witte 等[119]使用ASTM標(biāo)準(zhǔn)體外腐蝕試驗對比了鑄造鎂合金LAE442 和AZ91D 的體內(nèi)和體外腐蝕速率，發(fā)現(xiàn)體內(nèi)測試獲得的腐蝕速率比體外測試獲得的腐蝕速率小大約4 個數(shù)量級；此外，兩種鎂合金體外腐蝕試驗得到的腐蝕速率趨勢與體內(nèi)試驗得到的腐蝕速率趨勢相反。這可能是因為體內(nèi)體外的環(huán)境不同，如體內(nèi)動態(tài)變化的電解質(zhì)[120]、新骨長入對局部電化學(xué)條件的改變[121]、術(shù)后降低的pH、與體外相比含量較低的Cl-[120]、以及粘附在植入物表面的蛋白質(zhì)[119,122]。

5.3 孔隙和載荷對降解的影響

一般來說，鎂支架的降解行為取決于其多孔結(jié)構(gòu)、成分、微觀結(jié)構(gòu)和表面條件[30]?？捉Y(jié)構(gòu)以及其他因素對腐蝕的影響如表5 所示。通常認(rèn)為，多孔支架的耐腐蝕性與其孔隙率呈負(fù)相關(guān)。因為孔隙率更大的支架往往具有更多的連接面積和更好的溶液運(yùn)輸條件，從而加快了化學(xué)反應(yīng)的速率[123]。在孔隙率相同時，耐腐蝕性與孔隙的結(jié)構(gòu)有關(guān)[89]，但與孔徑的關(guān)系不大[41,111]。Jia 等[124]比較了具有球形孔和不規(guī)則多面體孔的兩種支架之間的降解速率，在兩種支架中觀察到了類似的降解模式，即外部和內(nèi)部孔支柱之間不同的沉積速率。與具有多邊形孔支柱的支架相比，球形孔支架中的凸孔支柱幾何形狀減小了局部厚度。因此，它的降解速率相對較高。支架結(jié)構(gòu)與腐蝕之間的關(guān)系表明，精確控制支架結(jié)構(gòu)，可以一定程度上實現(xiàn)對支架降解速率的控制。除了支架本身的設(shè)計對降解的影響，原位載荷也會加速降解[88]。這可能是由于載荷的加載形成了疲勞微裂紋，破壞了局部涂層。

表5 孔隙、結(jié)構(gòu)、載荷對鎂基金支架降解行為的影響Tab.5 Effect of porosity,structure and load on the degradation behaviour of magnesium-based scaffolds

6 鎂基支架的生物學(xué)特性

6.1 體外評價

6.1.1 生物相容性

鎂基支架需要特殊的細(xì)胞毒性測試。新開發(fā)材料的毒性測試通常通過IOS: 10 993-5 和10 993:12進(jìn)行，包括基于提取物的測定、直接接觸和間接接觸以研究細(xì)胞—支架相互作用。然而，對于未經(jīng)處理的多孔鎂基支架來說，由于其初始快速降解，這些測試方法可能不適合。降解導(dǎo)致的高濃度鎂提取物、高滲透壓和高pH，都可能在體外導(dǎo)致細(xì)胞死亡[126]。而在人體中，這種高濃度的局部產(chǎn)物會由代謝運(yùn)輸過程調(diào)節(jié)。因此，可以使用生物反應(yīng)器來模擬體內(nèi)情況[20]，或者使用基于發(fā)光（BrdU）的細(xì)胞毒性測定，因為該測定不會受鎂支架腐蝕的干擾[127]。此外，另一種被廣泛使用的方法是使用稀釋條件下的提取物進(jìn)行測定[128-129]。為了更好地模擬體內(nèi)情況，建議使用10 倍的提取比[130-131]。根據(jù)Dong 等[129]的研究結(jié)果，在10% Mg-Zn 提取物中培養(yǎng)3 d 的細(xì)胞形成匯合層，并顯示出具有發(fā)達(dá)的應(yīng)力纖維的鋪展形態(tài)，然而，在50% Mg-Zn 提取物中只能觀察到少數(shù)擴(kuò)散的細(xì)胞，在100% Mg-Zn 提取物中，幾乎沒有任何細(xì)胞。

在對鎂基支架的直接細(xì)胞培養(yǎng)中，Dong 等[129]的實驗顯示出前成骨細(xì)胞MC3T3-E1 在Mg-Zn 支架支柱上的良好粘附和均勻分布（培養(yǎng)3 d 后），與在Ti-6Al-4V 支架上生長的細(xì)胞相比，在鎂基支架上生長的細(xì)胞擴(kuò)散程度較小。Li 等[33]在實驗中觀察到類似的結(jié)果，在WE43 支架上接種的人成骨細(xì)胞樣細(xì)胞系MG-63 比在Ti-6Al-4V 支架上接種的細(xì)胞形態(tài)更加濃縮。然而，Li 等[33]發(fā)現(xiàn)，與WE43相比，Ti-6Al-4V 支架表現(xiàn)出更有效的細(xì)胞粘附，在WE43 支架上觀察到了更多的細(xì)胞死亡，在接種24 h 后，只能檢測到很少的活細(xì)胞（見圖3a）。這種差異可能是由不同的細(xì)胞選擇、培養(yǎng)時間和合金成分引起的。此外，有研究[124]表明，鎂基支架的3D 多孔結(jié)構(gòu)也會對細(xì)胞粘附產(chǎn)生影響，與具有球形孔的支架相比，由于具有更高的比表面積，具有不規(guī)則孔的支架上的初始細(xì)胞附著數(shù)量更多（接種6 h 后）（見圖3b）。

圖3 鎂基支架的體外生物相容性和體外成骨。Fig.3 In vitro biocompatibility and in vitro osteogenesis of magnesium-based scaffolds

6.1.2 體外成骨

一些特定的基因或蛋白在骨組織的生長發(fā)育過程中起著重要作用，包括成骨標(biāo)志物核心結(jié)合因子（RUNX2）、成骨相關(guān)轉(zhuǎn)錄因子（osterix，Osx）、骨鈣素（osteocalcin，OC）和堿性磷酸酶（alkaline phosphatase，ALP）等，鎂通過調(diào)節(jié)參與間充質(zhì)干細(xì)胞成骨分化各階段的基因和蛋白的表達(dá)來促進(jìn)成骨[133]。研究中常用ALP 活性的染色結(jié)果來評估鎂基支架的體外成骨能力[132,134]（見圖3c）。

目前，鎂基支架降解所釋放的Mg2+對骨髓干細(xì)胞（mesenchymal stem cell，MSC）的調(diào)節(jié)機(jī)制尚不完全清楚?，F(xiàn)有的研究涉及Notch 信號通路[135]，PI3K/AKT 信號通路[136]，MAPK/ERK 信號通路[137]，以及TRPM7/PI3K 信號通路[138]。此外，鎂基支架降解所釋放的OH-也在MSCs 的成骨分化中發(fā)揮作用。隨著培養(yǎng)基pH 的升高，骨橋蛋白（osteopontin，OPN）的表達(dá)逐漸增加，而成骨分化相關(guān)基因在pH 8.5 時開始逐漸減少[139]。

不同濃度的Mg2+可以通過調(diào)控自噬來影響骨分化。自噬是一種高度保守的分解代謝過程，抑制自噬會抑制骨基質(zhì)的礦化，導(dǎo)致骨重塑能力減弱[140]。高濃度（1.0 mmol/L）的Mg2+可通過減弱自噬活性來抑制成骨分化[141]。低濃度（0.1 mmol/L）的Mg2+可以增強(qiáng)自噬水平，促進(jìn)MSC 的成骨分化[142]。然而，也有研究表明，Mg2+的濃度≤10.3 mmol/L 的鎂支架不會抑制MSCs 的活性和成骨分化[132]。目前，只有少數(shù)研究探討了鎂生物醫(yī)學(xué)材料或Mg2+對MSCs 的調(diào)節(jié)作用，缺乏廣泛的共識。因此，需進(jìn)一步研究有關(guān)Mg2+參與成骨分化的機(jī)制。

6.2 體內(nèi)評價

宿主組織與支架的相互作用、支架的降解、新形成組織的向內(nèi)生長、新血管生成和炎癥反應(yīng)是支架設(shè)計所應(yīng)考慮的因素。在支架植入后的前兩周，其主要特征是宿主炎癥反應(yīng)的啟動和發(fā)展。隨后是支架的降解和新血管生成。最后，支架失去其完整性和力學(xué)性能，被新形成的纖維組織取代[20]。

6.2.1 炎癥反應(yīng)

低濃度的Mg2+可能具有抗炎作用。據(jù)報道，在培養(yǎng)液中添加5 mmol/L 的Mg2+，可降低LPS 和IFN-γ 刺激的巨噬細(xì)胞中TNF-α、IL-6 和IL-1β 的mRNA 表達(dá)[143]。此外，低鎂血癥可促進(jìn)慢性低度炎癥，導(dǎo)致TNF-α 和IL-6 水平升高[144-145]。

相反地，高濃度的Mg2+通過誘導(dǎo)NO 的合成，可促進(jìn)炎癥反應(yīng)[146-148]。根據(jù)Xie 等[149]的研究，鎂基植入物快速降解所導(dǎo)致的Mg2+高濃度顯示了促炎反應(yīng)的上調(diào)，上調(diào)了TNF 信號通路，增加了體外促炎M1 表型的比例，導(dǎo)致巨噬細(xì)胞的吞噬能力增強(qiáng)。

鎂基植入物引起的過度激活的炎癥反應(yīng)可能會對骨修復(fù)產(chǎn)生負(fù)面影響[149]。然而，Witte 等[150-151]認(rèn)為，即使是快速降解的鎂基支架也表現(xiàn)出良好的生物相容性，在體內(nèi)具有適當(dāng)?shù)难装Y宿主反應(yīng)。他們將鎂合金AZ91D 制成的開孔支架植入家兔股骨遠(yuǎn)端髁中，并在3 個月后進(jìn)行了組織學(xué)分析，鎂基支架已經(jīng)很大程度上降解，纖維囊包圍了手術(shù)部位，沒有對其鄰近組織造成明顯傷害。在Cheng 等[41]的研究中，具有較大孔徑的鎂基支架與具有較小孔徑的鎂基支架相比，引發(fā)了更嚴(yán)重的炎癥反應(yīng)，但也誘導(dǎo)了更多的成骨和血管化。此外，鎂支架降解釋放的Mg2+引起的炎癥反應(yīng)還具有消除細(xì)菌感染的潛力[149]。研究表明[152-153]，高M(jìn)g2+培養(yǎng)的RAW 264.7 細(xì)胞中TNF-α 和iNOS 的濃度顯著增加，誘導(dǎo)型iNOS 產(chǎn)生高水平的NO，而NO 對感染性關(guān)節(jié)炎的細(xì)菌清除至關(guān)重要，缺乏iNOS 的小鼠更易受細(xì)菌感染。

6.2.2 成骨和血管化

鎂基支架具有優(yōu)異的力學(xué)性能和骨整合能力，可誘導(dǎo)形成更成熟的骨[150,154-155]。高M(jìn)g2+濃度可能會導(dǎo)致骨細(xì)胞活化[156]。有研究表明，即使鎂合金具有較快的降解速率，也不會對周圍的軟骨組織造成負(fù)面影響，并且可在降解植入物的邊緣觀察到新骨形成[117]。von Kossa 染色可在降解鎂支架附近顯示檢測到的生物礦化骨體積，與自體骨移植相比，鎂支架附近的骨生長密度更高且具有顯著差異，這可能是因為降解鎂支架附近的成骨細(xì)胞和破骨細(xì)胞活性增加，導(dǎo)致了更成熟的骨結(jié)構(gòu)的形成[150,154]。此外，與自體骨移植相比，在鎂支架植入組觀察到小梁分離減少和小梁數(shù)量增加[150,154]。

孔徑及其在支架內(nèi)的互連性對于血管向內(nèi)生長至關(guān)重要，更大的孔徑會導(dǎo)致更多炎癥反應(yīng)，促進(jìn)血管化和成骨[157]，因為植入部位代謝活躍的成骨細(xì)胞需要充足的O2、必需元素和營養(yǎng)物質(zhì)的供應(yīng)[41]。根據(jù)Cheng 等[41]的研究，在相同孔隙率下，孔徑較大（387 μm）的支架可以促進(jìn)早期血管化，上調(diào)I 型膠原和OPN 表達(dá)，從而導(dǎo)致更高的骨量和更成熟的骨形成，但背后的機(jī)制尚不完全清楚。

7 結(jié)論

近年來，多孔可降解鎂基支架在組織工程領(lǐng)域引起了廣泛關(guān)注。鎂及其合金因其生物相容性、可降解性、顯著的骨整合和接近人體骨的力學(xué)性能，已成為可降解多孔支架有希望的候選者，適用于軟骨下骨缺損的修復(fù)。目前，TWSH、與空間支架技術(shù)相結(jié)合的粉末冶金和選擇性激光熔化都是可以調(diào)控孔隙特征的制造方式。然而，鎂及其合金的精確加工仍是挑戰(zhàn)，需要開發(fā)更安全簡易可控的加工方式。CAD 的使用豐富了支架的結(jié)構(gòu)設(shè)計，也對制造精度有了更高的要求。鎂基支架的另一個挑戰(zhàn)是較快的降解速率。盡管已經(jīng)有大量文獻(xiàn)研究了鎂及其合金的體外和體內(nèi)降解行為，并嘗試通過添加合金元素和表面涂層的方式來減緩降解，但仍未實現(xiàn)在體內(nèi)保持12～24 周機(jī)械完整性的目標(biāo)，還需要進(jìn)一步的研究。將合金和涂層研究，與支架的參數(shù)化結(jié)構(gòu)設(shè)計相結(jié)合，實現(xiàn)降解行為可控的支架開發(fā)。此外，研究人員目前對鎂基支架促進(jìn)成骨的調(diào)節(jié)機(jī)制尚不完全清楚，只有少數(shù)研究探討了鎂生物醫(yī)學(xué)材料或Mg2+對MSCs 的調(diào)節(jié)作用，缺乏廣泛的共識。因此，需要進(jìn)行更多有關(guān)Mg2+參與成骨分化機(jī)制的研究。