可降解镁基合金骨折固定及骨修复材料的研究进展

姜洪丰，陈民芳，刘德宝

新型可生物降解植入材料是生物材料领域最前沿的研究课题之一。该类材料在人体内可以逐渐溶解、吸收、消耗或排泄，因此无需进行二次手术取出，相比传统的惰性金属内固定材料具有突出的优势。镁及其合金材料由于其良好的生物降解性和生物相容性以及与骨的适当机械相容性，有希望成为承载应力的可降解植入物。然而，镁合金植入物在生理环境中的高腐蚀率和低生物活性是临床应用中需要解决的难题。本文旨在综述镁合金植入物在骨科应用的现状、近年来的研究进展及存在的问题，并对镁合金植入物在骨科中的应用进行展望。

1 可降解镁基合金骨折固定及骨修复材料的优势

骨折的愈合及骨组织修复是一个复杂的病理生理变化过程，受多种因素影响。长期以来，自体骨移植被认为是骨组织修复、替代骨骼受损或修复丢失骨的金标准。然而，可以用来自体移植的骨量有限，二次移植手术无疑增加了患者的痛苦。并且，可能还会发生供区并发症，治疗效果无法保证，相关并发症的临床发生率较高。目前，临床最常用的自体骨替代产品主要有钙磷酸盐陶瓷、硫酸钙、生物活性玻璃、天然材料和其他生物合成复合材料等［1］。但是，由于材料机械性能差、骨诱导作用有限等问题导致临床疗效不能尽如人意。

目前用于固定骨折及骨修复的生物活性金属材料主要包括优质不锈钢和钛合金等，具有较高机械强度和抗断裂性能，但同时还有腐蚀磨损过程中释放金属活性离子和颗粒，导致局部炎症反应，从而大大降低生物相容性等缺点。此外，金属和骨之间弹性模量、抗拉强度存在显著的差异，可产生明显的应力遮挡效应，导致周围骨组织的强度弱化和骨折。骨折完全愈合后需要二次手术取出内植入物［2］。可生物降解植入材料能够替代传统的惰性金属内植物，减少对患者的创伤、降低医疗成本，并避免了二次手术。其中，可降解镁合金植入材料由于其良好的机械性能、生物相容性和成骨诱导作用，以及与人体骨骼的机械相容性较好，被认为是比较有应用前景的骨折固定及骨修复临床材料。其技术优势表现在如下几个方面。

1.1 良好的生物相容性和生物安全性 镁是人体必需的营养元素，也是体内多种酶系的激活和催化的必需元素，参与细胞内DNA和蛋白质的合成等能量代谢，促进骨细胞的生长和发育，以及骨折的修复和愈合。镁对肌肉收缩、神经运动等均具有重要作用［1］。镁在人体内通过胃肠吸收，最终以尿液形式由肾脏排泄，肾小管可将其再吸收，使得血浆中的镁浓度控制在动态平衡的安全范围内［3］。

1.2 良好的生物力学性能 镁的密度为1.74～2.0 g/cm3，比医用钛合金（4.4～4.5 g/cm3）的密度要小得多，具有很高的强度质量比，更接近天然骨的密度（1.8～2.1 g/cm3）。因此，与其他金属生物材料相比，镁合金植入物更轻（比铝轻33%，比不锈钢轻77%）。与传统金属材料，如不锈钢（200 GPa；1 GPa=1 000 MPa）、钴基合金（230 GPa）和钛合金（115 GPa）相比，Mg（40～45 GPa）的弹性模量能更好地匹配天然骨（3～20 GPa）的刚度，从而有效缓解了骨和金属植入物之间因机械失配所产生的应力遮挡效应［4］。

1.3 良好的可降解性 镁合金最主要的特点是可以在体内通过电化学反应被腐蚀降解，从而避免了其他常用金属材料所需要的二次手术及造成的二次感染和额外费用等问题［5］。

1.4 良好的骨诱导性 镁离子对新骨生成具有诱导作用，可通过刺激骨膜中的感觉神经末稍，释放降钙素基因相关肽，这种神经递质可促进骨膜内干细胞的成骨分化［6］。

2 可降解镁合金骨折固定和骨修复材料的应用历史

1878年，爱德华·C·休斯（Edward·C·Huse）研究镁线止血时发现，体内降解情况与金属丝线的直径有关。1900 年，欧文·佩尔（Erwin Payr）报道了在狗和兔的膝关节中应用镁板来重建关节的稳定性、恢复关节运动功能的实验，18 d 或6 周后镁板材料被完全腐蚀并失用［7］。1907 年，Lambotte 使用钢钉与纯镁固定板组合治疗下肢骨折患者，由于镁板的降解速度过快，并且在皮肤下出现了许多气泡，导致操作失败。后来，许多研究者尝试将镁基合金钉板内固定系统用于治疗四肢骨折，发现镁合金内固定系统可以促进骨膜组织的生长和新骨的形成，并且患者未出现炎症和不良反应，血清镁离子浓度没有显著增加，且未出现免疫排斥反应［8］。然而，由于皮肤下产生的大量气体和降解速度过快，最终导致内固定物失效，无法提供长期坚强固定效果，因此未能在骨科领域广泛应用。这些研究的失败使该领域的研究一直处于停滞状态［1］。

直到21世纪初，德国学者的研究成果使人们看到了镁合金医学应用的希望。2005 年Witte 等［9］以可生物降解的聚合物聚乳酸为对照组，分析了4 种不同镁合金的体内降解情况，确定WE43合金［稀土元素质量分数：钕（Nd）71%、铈（Ce）8%、镝（Dy）8%、镧（La）6%］和LAE442［稀土元素质量分数：Ce 51%、La 22%、Nd 16%、镨（Pr）8%］具有良好的生物相容性，LAE442 的腐蚀率最慢，镁合金周围的新生骨量明显多于聚乳酸组，骨诱导性良好。2006 年，Witte等［10］在动物体内植入多孔镁合金材料，并以自体骨作为对照，结果表明术后3个月多孔材料完全降解，而且植入部位形成了较多新生骨小梁。随着冶金和表面改性技术的改进，镁合金有可能被用作骨缺损填充材料［4］。

2013 年，德国Biotronic 公司获得了可生物降解镁合金冠状动脉支架的欧盟安全认证（CE标志），并促进了可生物降解金属冠状动脉支架的开发。同年，德国的Syntellix 公司在临床试验治疗外翻手术后，获得了可生物降解的镁合金螺钉的CE 标志［11］。2015年，韩国食品药品安全部宣布批准U＆I公司生产的用于骨接合术或骨折固定的K-MET 可生物降解金属螺钉，同时报道了用这种合金（Mg-Ca-Zn）螺钉固定腕骨骨折患者53 例，临床结果良好，螺钉表现出良好的力学性能和生物相容性。2016年，国内研究者使用纯镁螺钉进行髋部保留手术和血管化骨移植术，并完成了48 例临床试验，结果显示其生物相容性和耐腐蚀性良好。这些研究表明，镁合金螺钉主要用在空载的位置，如外翻、手腕骨折和股骨头骨移植固定，可降解的镁基螺钉等效于用于治疗轻度外翻畸形的钛螺钉［12］。德国Syntellix AG 公司开发的可降解镁合金压缩螺钉成为全世界第一个获得CE 认证的骨科产品，2016年，其产品MAGNEZIX®继续获得CE 标志，该产品中直径2.0～3.5 mm的MAGNEZIX®CBS（MAGNEZIX®加压螺钉种植体）作为骨固定的临时负重内植物，可用于儿童、青少年和成人的骨内固定。MAGNEZIX®加压螺钉具有不同的尺寸，可以处理不同的临床问题。

近十几年来的研究表明，镁合金的杨氏模量比生物惰性医用金属更接近人体骨骼，但其强度低于生物惰性金属，高于可生物降解聚合物［13］。这就是镁合金植入物目前仅在空载位置的原因，需要进一步改善镁合金的各项性能以拓宽其临床应用范围。

3 可降解镁基合金骨科修复材料的研究及应用现状

3.1 镁基骨科植入材料的体外体内生物安全性研究 体外实验可用于模拟和预测镁合金在体内的腐蚀和生物相容性，与体内实验相比，体外实验更方便，能提供快速合理的疗效反馈。应用细胞毒性试验标准（ISO 10993-5）评价可生物降解的镁基合金材料的研究发现，体外评估时，大多数镁基材料的细胞存活率低于75%，这与体内未出现普遍病理反应的研究结果相矛盾［14］。这是由于体内外微环境差异较大，在体内镁植入物中释放的Mg2+和OH-离子可以被周围体液迅速稀释，再通过尿液和粪便从人体排出［4］。因此，生物相容性评估测试方案也需要进行完善修订。一项对16 种二元镁基合金的体外腐蚀和生物相容性的研究发现，除钪（Sc）和钇（Y）合金元素加入对镁基合金腐蚀有负面影响外，其他元素均可以改善镁基材料的强度和耐蚀性［15］。细胞毒性试验表明，合金浸提液不会显著降低成骨细胞和成纤维细胞活性［16］。

一般来说，小动物（如小鼠、大鼠或兔）可用于植入式装置的生物安全性评估，通过皮肤致敏试验、全身毒性试验、植入后局部效应试验和毒物代谢动力学等一系列生物试验进行评价。在生物疗效评价方面，要求对大型动物，如绵羊/山羊、猪、猴和狗进行指标检测。已有研究对纯Mg，二元Mg-RE 系列合金，如Mg-Sc、Mg-Y、Mg-La/Nd/Ce等，三元和四元系列合金，如Mg-Ca-Zn、Mg-铝（Al）-Zn、Mg-Zn-锰（Mn）、Mg-Zn-锆（Zr）、Mg-Nd-Zn-Zr 等植入物进行了生物相容性测试，并对骨折愈合及其他相关骨科创伤进行了修复评价［15］，但这些动物模型大多过于简单化，仅在股骨头或股骨干插入镁基装置，而没有建立针对临床实际的手术模型［17］。因此，可能导致体内试验和临床试验结果差异较大。有研究报道了在动物体内建立特殊疾病模型，如前交叉韧带重建、股骨远端撕脱骨折、尺骨骨折和股骨骨折等来模拟临床实际情况，为镁基合金器械的预筛选提供了更具说服力和直接的证据［6，18］。Chaya 等［19］探讨了镁板和螺钉固定兔尺骨骨折的疗效，在可降解镁合金种植体周围观察到新的骨形成，8周时骨折愈合，16周后骨痂成熟或重塑；弯曲试验显示，使用镁植入物愈合的尺骨和完整尺骨之间的弯曲载荷没有差异，表明镁植入物提供了足够的稳定性，通过其降解释放的镁离子刺激新骨形成，促进了骨折愈合。此外，Jähn等［17］采用Mg-银（Ag）合金髓内钉固定小鼠股骨骨折，观察到骨痂形成增强，结合体外研究结果，通过量化具有3个以上细胞核的抗酒石酸酸性磷酸酶（TRAP）阳性细胞的数量和大小、小鼠破骨细胞前体向成熟破骨细胞的分化、TRAP阳性的多核破骨细胞的数量以及大小随着条件培养液（CM）浓度的增加而减少，推测Mg-Ag 降解产物可抑制破骨细胞活性。Han 等［20］比较了高纯度（HP）镁基螺钉与左旋聚乳酸（PLLA）螺钉在低负荷股骨髁内骨折固定中的性能发现，在HP-Mg螺钉周围观察到良好的骨整合，骨折间隙周围的骨质量和骨密度（BMD）增加，表明固定稳定，随后骨折愈合增强，HP-Mg 螺钉降解缓慢。Cheng等［18］应用HP-Mg螺钉将自体半腱肌固定于股骨隧道来重建兔膝前交叉韧带，并与常规钛合金螺钉进行比较，结果显示术后12周HP-Mg组肌腱-骨界面处形成明显的纤维软骨过渡带，但在钛合金组观察到纤维软骨层紊乱，HP-Mg 组肌腱移植处骨形成蛋白2（BMP-2）和血管内皮生长因子（VEGF）表达增加，可能有利于肌腱移植与骨组织界面纤维软骨的形成。Zhang 等［6］研发了一种新型的混合固定系统，将镁针插入不锈钢（SS）髓内钉以固定大鼠的长骨骨折，髓内钉中间钻孔作为镁降解释放的通道，对髓内钉的有限元分析表明，其机械强度与无钻孔组相当，混合系统可能有助于解决镁种植体在重载部位机械强度不足的缺点；此外，钻孔中释放的镁离子可以促进骨折愈合。

3.2 可降解镁基骨科内植器械的研制

3.2.1 镁基钉板系统 目前临床使用的钉板系统主要由钛、钛合金或不锈钢制成，其杨氏模量远高于正常骨质。这种应力的不匹配容易引起骨质疏松患者再骨折的发生。由于镁的杨氏模量更接近人皮质骨，镁基植入物可能是骨质疏松性骨折固定的理想选择。最重要的是，植入物钻孔中释放的镁离子可以诱导骨膜反应，进一步促进骨痂的形成，并更紧密地桥接骨折间隙［21］。如前所述，镁基钉板系统的早期应用研究结果表明，其降解率在植入早期可以得到较好的控制，可促进骨愈合，无明显毒性，无免疫炎性反应，为镁基合金钉板系统的深入研究打下了基础［8］。

3.2.2 镁丝 与临床上应用的聚合物相比，可降解镁合金具有更好的机械强度和促骨性能，这可能更适合制成骨科金属丝。有研究表明，采用热挤压和热拉伸相结合的方法制备的不同规格（直径分别为0.3、0.5 和0.7 mm）的镁丝，HP-Mg 丝的极限抗拉强度（UTS）在180～220 MPa和12%～15%的延伸率范围内，说明镁丝适合于粉碎性骨折的周围固定和张力固定［22］。

3.2.3 含镁骨折固定物混合系统 对于负重性骨骼部位的骨折，早期愈合阶段的固定稳定性是保证临床治疗安全性的关键。因此，在临床应用钛或不锈钢植入物的同时，开发混合型含镁髓内钉系统，将镁棒插入空心不锈钢或钛质的髓内钉中，髓内钉中部钻有孔，可使镁离子向骨折部位释放［17］。外侧的钢或钛质能提供足够的机械强度来支持负重部位的骨折，而内侧镁基种植体有助于促进骨折愈合。镁与传统金属的结合使用有利于发挥各自的优势，同时有效避免各自的缺陷，为骨科器械混合系统的研发指明了新的方向。

3.2.4 组织工程镁合金支架材料 多孔植入物是相互连接的孔隙结构，具有支架的支撑作用，有利于组织生长，从而改善植入物的固定，支持骨持续发育所需的血管系统的生长和存活，因为多孔混合结构植入物有利于向细胞输送更多的氧气和其他营养物质，清除细胞代谢和负重性支架在降解过程中产生的杂质和废物。通过调节孔隙率可以控制材料的模量，这为设计具有接近天然骨模量的材料提供了基础［4］。然而，可能会因孔隙而增加腐蚀速率，由于增加了体液接触面积，生物化学反应的速率加快。在多孔镁合金植入体的周围可以发现更为活跃的成骨细胞增殖。研究发现，经β-磷酸三钙（β-TCP）涂层处理的多孔镁基合金在耐腐蚀性、骨细胞黏附性和增殖能力等方面均有明显提高，孔隙率为35%的镁合金在力学性能上表现更好［23］。Lu 等［24］设计开发的一种新型镁合金植入物具有珊瑚状内部开孔，外部为固体外壳，研究表明当种植体孔隙率70%～75%、外壳壁厚0.5 mm 时具有最佳的结构强度和降解率。由于多孔结构的性质，多孔内部的降解速度明显快于外壳，这种新型植入物的多孔结构有利于骨组织的生长和加速愈合过程。另外，含有生长因子或细胞的多孔镁基材料可以作为构建骨组织工程的理想支架。近年来，这一原理得到了广泛的应用，已经具有抗感染能力的镁基合金复合支架被用于骨缺损的修复。由此可见，将多孔镁基材料运用于骨修复中表现出了良好的前景。

3.3 提高镁基合金骨修复材料耐蚀性的对策

3.3.1 高纯度镁基合金 合金中杂质元素的多少与耐腐蚀性密切关联，镁合金中的杂质元素包括铁（Fe）、镍（Ni）和铜（Cu）。镁的杂质元素容限量标准为：Fe 35～50 μg/g，Ni 20～50 μg/g，Cu 100～300 μg/g，当这些元素的比例超过容限量时，镁的腐蚀显著加速，而比例低于容限量时，腐蚀速率低。杂质元素使腐蚀率升高是由于其较低的溶解度和腐蚀电位。研究表明，在活性杂质元素Fe、Ni 和Cu 中添加锶（Sr）对腐蚀有害，因为Sr在促进富含Fe颗粒的形成方面起着关键作用［25］。镁合金的腐蚀速率取决于杂质的含量比，而非杂质元素的绝对含量。除加速腐蚀外，过多的杂质元素进入体内会产生细胞毒性生物效应［15］。铸造和精炼过程的工艺设备改良可避免杂质元素的混入。由于镁合金活跃的化学性质，在铸造和精炼过程中也会产生大量的非金属夹杂物，主要有MgO、Mg3N2、MgF2、MgS2、AlF3。镁合金的常用净化方法有气体净化、助焊剂净化、过滤净化、再净化和电磁净化等。随着镁基合金纯度的提高，合金局部点腐蚀性能明显改善，整体耐蚀性有了极大提高［26］，同时避免了其他不可降解元素对人体的伤害。虽然镁的提纯大大降低了合金的腐蚀速率，但是由于纯镁屈服强度较低，限制了其实际应用［11］。

3.3.2 镁的合金化 合金化是提高金属机械性能的最有效方法之一［8］。这些合金如下所述：（1）Mg-Ca基合金。关于Mg-0.8Ca 合金和S316L 螺钉在动物体内的生物力学行为研究发现，在植入后的不同时间，手术后2 周Mg-0.8Ca 和S316L 之间的拔出力无明显差异，6 周时Mg-0.8Ca 的拔出力略有下降；相反，S316L拔出力随时间增加，位于血管和体液中紧密接触的螺钉比位于皮质骨中的螺钉更易受到腐蚀，随着Mg-0.8Ca 合金的降解，可观察到骨和周围组织的整合［16］。另有研究发现将镁合金中Ca 质量分数控制在0.6%～1.0%是理想的［15］。另外，在Mg-Ca合金中添加Zn、Y、Sr等元素可以进一步提高合金性能。（2）Mg-Zn基合金。Mg-Zn基合金在骨科应用中具有较大潜力。Horky 等［26］发现挤压Mg-4Zn-0.2Ca 合金的机械性能具有297 MPa 的初始峰值强度、240 MPa 的屈服强度、21.3%的伸长率和45 GPa的弹性模量，将其在模拟体液（SBF）溶液中浸渍30 d后，以上参数分别为220 MPa、160 MPa、8.5%和40 GPa；当通过间接接触提取ZK30 和ZK60 合金培养细胞时，观察到对细胞增殖的刺激作用，细胞溶血和黏附体外试验表明，Mg-Zn 合金具有良好的生物相容性。Ca、Mn、Y、Zr 和其他元素通常添加到Mg-Zn合金中［2］。（3）Mg-Sr 基合金。Sr 是可生物降解的镁合金中的另一种营养元素，它有利于成骨细胞的生长、改善骨强度和骨矿物质密度，对骨质疏松症有一定的治疗作用。Sr在化学和物理性质上类似于Ca。Mg-Sr 合金具有良好的机械力学性能，质量分数为0.5%～2.0%的Sr可以提高镁基合金的强度和耐腐蚀性，促进植入物周围的骨矿化和新骨形成，并且不会发生不良反应，随着Sr含量的增加，Mg-Sr合金的机械性能提高，而耐蚀性逐渐下降，添加超过3%的Sr会使Mg-Sr 合金的机械性能劣化，因为金属间化合物形成减少且分散强度减弱［27］。此外，Sr 可显著降低成骨细胞活性，促进前成骨细胞的复制，刺激骨形成的同时减少骨吸收。Mg-Sr 二元合金主要由α-Mg晶粒和沿晶界析出的第二相Mg17Sr2组成，Sr具有晶粒细化的作用，精制的共晶体导致强烈的弥散强化。然而，轧制后的Mg-2Sr合金显示出强度和延展性的最佳组合，极限抗拉强度值为213 MPa，伸长率为3.2%［16］。有学者系统研究了Mg-Sr 和Mg-Zn-Sr合金的力学性能，合金含量为Mg-2.0Zn-0.5Sr 和Mg-4.0Zn-0.5Sr 时，两者极限抗拉强度分别为142 MPa和169 MPa，此时合金的机械性能和降解行为最为优良［8］。（4）Mg-RE 基合金。WE43 合金已在临床中用作支架和螺钉。上海交通大学对Mg-Nd-Zn-Zr（JDBM）合金进行了大量研究，该合金有望应用于临床。JDBM 的心血管支架在动物体内长期应用的评估结果证实，其体内降解速率降低，组织相容性较好，并且具有长期的结构和机械耐久性；CaHPO4涂层JDBM多孔支架具有与人的松质骨相似的弹性模量和抗压强度，并且在体内应用中具有较大的潜力；动物体内实验表明，JDBM合金螺钉耐蚀性得到了显著改善，且具有良好的骨整合效果［21］。（5）Mg-Zr 基合金。通常将Zr加入含有Zn、Ca元素或稀土元素的镁基合金中，以提高耐蚀性以及机械性能。研究表明，与纯Mg 相比，Mg-Zr 合金的强度和延伸率提高明显，仅有纯镁50%的腐蚀速率，随着Zr 质量分数的增加（1%～5%），合金的腐蚀速率逐渐增加，医用Mg-Zr 合金中Zr 元素质量分数应小于1%最为理想［28］。

3.3.3 镁合金的表面改性处理 尽管上述方法可以通过改变金属的微观结构来改善镁和镁合金的耐蚀性，但不能解决腐蚀性介质中的电偶腐蚀和点蚀的问题。表面处理或涂层被广泛用于生物材料领域，以提高基材的抗腐蚀性能和生物相容性［23］。在各种表面涂层方案中，钙-磷涂层是最常用于镁合金表面改性的涂层，其矿物化学成分与哺乳动物骨骼的矿物化学成分相似，在动物和人体内表现出极好的耐蚀性和生物相容性。氧化物涂层也是提高镁合金耐腐蚀性的一个好选择［29］。微弧金属氧化（MAO）过程产生的耐腐蚀性氧化物涂层与镁及镁合金基体的化学成分结合具有出色的生物耐磨性、耐腐蚀性和电绝缘性，并且镁合金具有适中的耐腐蚀性和良好的生物相容性［30］。此外，氟处理也是提高镁及镁合金耐蚀性的常用化学转化方法之一。用氢氟酸（HF）溶液对镁合金进行表面处理可获得氟化镁（MgF2）化学转化膜。氟化处理涂层结合力优异，工艺流程简单，制造成本低。但是，由于MgF2涂层较薄，其对镁基体的保护作用有限［31］。此外，可生物降解聚合物涂层是改善镁基材料初始腐蚀以满足骨组织愈合要求的另一个有希望的策略，如聚乳酸-羟基乙酸（PLGA）、聚己内酯（PCL）和壳聚糖已被批准应用于临床［32-33］。应用合适的表面处理技术可以提高镁基骨折固定及骨修复材料的耐腐蚀性，从而在骨折愈合之前保持这些可生物降解植入物的机械完整性。然而，使用表面涂层或合金化技术防止镁基合金材料在早期愈合阶段的降解也将削弱镁离子对骨再生和与碱性环境相关的降解的有益影响。

4 存在的问题与挑战

在过去的20年里，镁合金材料在人体内的快速降解仍然是阻碍其临床应用的主要问题。作为可生物降解材料，重要的是植入物的降解速度与骨组织的愈合速度相匹配。理想的可降解镁合金骨科材料应具有以下特点：在骨骼愈合的炎症和修复阶段，骨折不能承受负荷，内固定系统需要提供足够的支撑，要求镁内植物的腐蚀率低，随着植入物在骨重建阶段的退化，骨组织承担的载荷逐渐增加，从而有效地防止了应力屏蔽作用。镁内植物的力学性能逐渐下降，最终达到完全降解［16］。这需要生物降解材料在生理环境中不对周围正常组织产生不良影响，并且在预期的时间内保持适当的降解率并能最终吸收。由此可知，优异的骨-植入物界面强度和骨诱导整合能力是可降解镁基合金骨修复材料在临床成功应用的关键。根据骨折及骨修复各期的病理生理特点，植入物必须保持12周的稳定性。然而，目前镁基合金材料体内降解时面临着如下主要问题：（1）在生理环境中（即在pH 值为7.4～7.6 和氯离子浓度在150 mmol/L 左右的高氯化物浓度下），体液中除了各种无机成分外，还包含如生物活性分子、蛋白质、细胞，甚至细菌等有机成分，它们可能吸附或黏附在镁表面，从而影响镁的溶解。血液中蛋白质和其他有机分子可在镁合金植入物周围形成一层保护膜，从而降低了镁合金的腐蚀速率［34］。然而，蛋白质对镁溶出速率的影响会随着时间的变化而变化，可能出现先抑制、后加速降解。降解产物的性质强烈影响镁合金表面的降解步骤以及骨组织的生物反应［35］。因此，镁合金材料在人体环境中的腐蚀情况非常复杂，并且由于患者反应的个体差异等因素，使降解结果难以预测。（2）生理条件下，快速腐蚀是由于氢氧化镁快速转化为高可溶性氯化镁，导致镁种植体表面附近的碱化（pH值升高），局部碱化破坏周围生理平衡，产生诸多负面影响，如导致镁种植体局部降解加速、周围组织细胞碱中毒等不良反应［1］。（3）腐蚀和应力的双重作用会导致合金内部裂纹的形成和断裂。正常物理活动期间的动态载荷以及腐蚀生理环境会造成腐蚀疲劳（循环载荷下为CF，corrosion fatigue）和应力腐蚀开裂（拉伸载荷下为SCC，stress corrosion cracking）。腐蚀疲劳和应力腐蚀开裂是镁合金植入物面临的严重问题，其原因包括：①普通的临时植入物（如螺钉和钢板）具有成为应力源的尖锐轮廓；②镁合金在氯化物溶液（包括体液）中容易遭受点蚀，凹坑是CF 和SCC 最常见的裂纹萌发点；③体液中镁腐蚀释放出的氢气在腐蚀辅助开裂中起主导作用，因为裂纹的萌生和扩展伴随并支持氢气吸附和扩散到材料中［4］。

上述问题使镁基合金材料的研究面临如下挑战：（1）提高耐腐蚀性。腐蚀方式为局部腐蚀，这导致应力集中并且导致点蚀坑位置破裂，腐蚀过程中快速产生氢气［5］，周围组织不能迅速吸收这些气体，容易出现皮下气肿与气腔，引发炎症反应；气腔会导致组织与组织层分离，不利于组织的愈合。（2）提高力学性能。由于镁元素的对称性较低，导致镁合金在塑性方面存在先天缺陷。因此，在形变过程中容易产生合金内部裂纹［35］。（3）提高生物安全性能。镁的严重溶解会导致镁合金植入物表面碱化（pH值升高）。虽然人体能自动地调节体液和血液的pH 值，但局部碱化将不可避免地发生在快速腐蚀的镁植入物周围。这会对植入物周围组织的生理平衡产生不利影响，如果体内局部pH值超过7.8，可能导致局部组织碱中毒效应［4］。另外，稀土元素是镁合金中常用的合金元素，可以有效提高强度、耐热及耐蚀性，但某些稀土元素可能具有潜在毒性［7］。

5 展望

可降解镁合金材料被认为是最有临床应用前景的骨科替代材料之一。但是，存在诸多阻碍其临床应用的问题。随着冶金和表面改性等技术的进一步发展，适合于不同临床需求的多功能复合涂层材料已逐步发展，开发可控降解的镁合金内植物逐渐成为可能。为了获得更可靠的生物安全信息，有必要研究镁合金植入物对组织器官的长期影响，从而为临床试验做准备。由于血管在骨发育、重塑和内环境稳定中起着至关重要的作用，镁基植入物的血管生成也应成为研究的重点。相信在不久的将来镁基合金材料必定会在临床实践中被广泛应用。