可降解生物医用金属在骨折内固定修复应用的研究进展*

2021-11-18黄艺聪周盟姚森贾高智康斌

中华骨与关节外科杂志 2021年9期

黄艺聪周盟姚森贾高智康斌**

（1.北京大学深圳医院骨关节科，广东深圳 518036；2.骨科生物材料国家地方联合工程研究中心，广东深圳 518036）

骨折创伤导致的肌肉骨骼疾病已经成为致残的主要原因之一，全世界骨折患者的数量仍在不断增加[1]。因骨折部位不同、损伤机制不同以及骨折类型的复杂性[2,3]，使其在临床治疗上成为一个棘手的问题。目前内固定是不稳定骨折、非手术治疗失败骨折等的主要治疗方法。骨折愈合过程是骨重建其正常功能结构、恢复生物力学及生物学特性的过程，通常需要使用内固定物固定骨折，为骨愈合提供必要的条件。

临床常用内固定材料主要为钛合金、钴合金、不锈钢等耐腐蚀金属材料，虽然具有较强的屈服强度（表1），但是与天然皮质骨的杨氏模量（5～20 GPa）不匹配[4,5]。骨折愈合后，因内植物材料机械强度过大，与骨之间的弹性模量不匹配从而产生“应力遮蔽”效应，局部骨质流失，甚至骨质疏松，导致内植物耐久性下降[6,7]。长期植入可能引发炎症和潜在的复杂的过敏反应[8]。英国一份调查报道显示当地60%的骨科医师认为对于16 岁及以下的骨折患者，需要在骨折愈合后取出骨折内固定物，从而减少对骨骺发育的影响[9]。Sanderson等[10]认为承重骨在骨折愈合后应及时取出骨折内固定物。在我国，大部分患者选择在骨折愈合后采取二次手术取出内固定物，但这也将会给患者带来二次手术伤害、手术风险、经济负担[11]。

表1 正常骨组织与骨植入物材料金属的机械性能

针对不可降解的骨折内固定物的不足，近几十年有学者寻找传统耐腐蚀金属内植物的替代物，具有可降解性能的生物材料获得越来越多的关注。目前可降解的生物金属材料研究热点主要集中在镁合金材料上[12-14]。近十年来，锌合金材料逐渐得到关注，有望成为新的可应用于临床的内固定材料。本文收集、归纳生物医用镁合金及锌合金在骨折内固定应用的研究及进展，进行综述。

1 理想的生物可降解金属材料

理想、可降解的骨科金属材料应具有以下性质：①良好的机械性能，在骨折、骨缺损早期提供应力支持；②可降解性，在骨折愈合后能完全降解；③良好的生物安全性，无细胞毒性[15,16]。

目前可降解生物材料的主要类别有生物陶瓷、可降解的高分子材料以及具有可降解性能的金属，此类金属被称为可生物降解金属或可吸收金属（bio⁃degradable metals,BMS）[17]。生物陶瓷及可降解生物材料具有可预测的腐蚀行为、明确的体外和体内腐蚀机制以及良好的生物相容性，但因其机械性能不足及降解速率原因，不能完全应用于骨科创伤修复领域[18]。虽然目前聚乳酸螺钉已有相关的研究及临床应用报告[19,20]，但仅用于非负重骨区。同时它们具有辐射透明性，使其很难使用非侵入性成像技术（如X线检查或磁共振成像）进行可视化[21]。

天然皮质骨的拉伸屈服强度为105～114 MPa，极限屈服强度为35～283 MPa，杨氏模量为5～20 GPa（表1）[5]。当作为植入物的金属材料屈服强度大于皮质骨，才能早期提供足够的机械应力支持，避免骨折移位，给骨折早期愈合提供条件。同时植入物材料杨氏模量越大，则植入材料发生形变概率越小，能为骨折断端提供更稳固的保护。金属材料的屈服强度与皮质骨相近时，则有效减少骨折愈合后出现的“应力遮蔽”效应[22,23]，因此可生物降解金属获得了更多研究者的关注。金属材料通常具有更好的机械性能，即屈服强度（σYS）、极限拉伸强度（σUTS）、断裂伸长率（εf）、硬度和杨氏模量（E）等，能提供良好的机械结构支撑，可降解金属会在机体内早期提供足够机械应力支持，在骨组织愈合后自行完全降解[24]。将负荷逐渐转移至愈合的骨组织，从而防止二次取出手术，是可降解金属成为现有耐腐蚀金属植入物用于临时应用的有利替代品的主要原因[25]。

2 可降解镁合金

镁合金近几十年逐步获得青睐，被认为是骨折创伤固定内植物的理想材料之一，主要因其具有良好的生物相容性、低凝血性，可于机体内完全降解，并具有一定促成骨能力。镁在生物体内降解的主要产物是氢氧化镁与氢气（Mg+2H2O→Mg(OH)2+H2↑），二者对生物机体均无毒性[14]。Gao等[26]将纯镁材料植入小鼠背部20天，除轻度皮下气肿表现外，未见其他不适，整个实验过程无小鼠死亡。Li等[13]使用镁合金髓内钉与牵引成骨技术固定大鼠股骨缺损模型2周，使新骨形成量比单纯使用牵引成骨技术增加4倍。

目前研究提示镁离子促成骨相关通路有很多，PI3K/Akt通路、骨保护素（osteoprotegerin,OPG）/RAKL通路、TRPM蛋白通路及Wnt信号通路等，均与镁离子促成骨机制有关[27,28]。PI3K/Akt通路参与成骨细胞的增殖、分化调节，低浓度的镁离子便可使通路表达上调，但当镁离子浓度过高时则产生抑制效果[29]。近期有研究表明，镁合金假体的植入可以促进大鼠体内长链非编码RNA LOC103691336的上调，减少miR-138-5P对BMPR2抑制作用，从而提高促成骨分化能力[30]。另外，CGRP-FAK-VEGF信号轴也是镁促进骨缺损修复时的主要机制之一[13]。

镁的密度为1.7 g/cm3，镁合金为1.75～1.84 g/cm3，接近人皮质骨密度（1.8～2.1 g/cm3）。镁合金的杨氏模量为41～45 GPa（表1），较目前临床应用金属更接近人体皮质骨的弹性模量，能有效防止“应力遮蔽”效应。镁合金可以通过高压压铸等高生产率方法制造复杂的形状，这有利于制备配对各种骨创伤内固定物[31]。而且镁金属在加入稀土元素后，能调节其弹性模量及抗拉强度，更接近人体骨质性能。同时镁合金经消毒后机械性能仍可保持，Cho 等[32]采用40 kGy的伽马射线照射镁-钙-锌合金行灭菌处理后，平均抗压强度仅由（420±17.2）MPa 降至（410±11.5）MPa，镁合金仍能保持较高的抗压强度。

降解速度过快一直是镁合金材料面临的主要问题，同时降解过程中会有氢气产生[33]。氢气无法及时吸收、分散，就会导致在植入物附近产生氢气囊肿，压迫周围骨与软组织，损害结构完整性，不利于骨折愈合[34,35]。同时，镁合金降解过快也会导致局部环境碱性增加，破坏机体酸碱平衡环境，导致细胞生长抑制[36]。

随着材料制造技术的进步，合金的性能得到明显改善，合金化、表面涂层技术和热机械加工技术逐步改善了镁合金的耐腐蚀性能、机械性能及生物相容性[37,38]。目前最常用的合金化元素是锌（Zn）、锆（Zr）、钙（Ca）、锶（Sr）、铝（Al）和稀土元素等[39,40]，该类元素作为第二相元素时，在凝固结晶和热加工过程中对合金晶粒起到细化作用，提高镁合金综合机械性能。Mao 等[14]在此基础上，提出了微合金的理念，从而获得更平衡、稳定的镁合金。Guo等[41]近期研究发现，在镁合金中加入羟基磷灰石（hydroxyapatite,HA），并将其浓度控制在10%左右，能有效控制镁合金的力学性能、耐腐蚀性和生物相容性。

镁合金表面涂层主要包括钙磷陶瓷涂层（如HA）、β-磷酸三钙（beta-tricalcium phosphate，β-TCP）、聚乳酸-羟基乙酸共聚物（polylactic-co-glycolic acid，PLGA）、透钙磷石（dicalcium phosphate dihydrate，DCPD）、聚合物涂层聚己内脂（polycaprolactone，PCL）及复合涂层等。Liu 等[42]在AZ91D 表面覆盖磷酸钙/壳聚糖涂层后，能明显降低镁合金的腐蚀速率，并使其具有更好的生物相容性。另外，热机械加工处理及塑形加工不但可以调整镁合金内部的组织，获得更好的机械性能强化，而且能转变组织中的第二相的结构、形态和分布，从而改善综合性能[43]。

尽管目前镁合金的研究主要集中在通过合金化、表面改性技术和热机械加工技术来加强镁合金的机械性能并控制降解速率，但仍不能完全满足临床对可吸收金属植入物的期望。不过镁合金内固定物用于治疗非负重区骨创伤修复，仍然是一个新颖、可行的选择。韩国U&I公司生产的镁-钙-锌合金螺钉用于治疗53 例桡骨远端或腕舟骨骨折不愈合患者，所有患者在术后4～6 周时骨折完全愈合，术后早期在镁合金螺钉周围观察到有少量气体生成，但在2～4 周后完全吸收[44]。将镁-锌-锶挤压螺钉用于前交叉韧带重建时，固定隧道内的成骨明显优于传统的聚丙交酯（polylactide，PLA）螺钉[45]。更有研究将镁与聚丙交酯-共乙交酯复合支架结合光热疗法（pho⁃tothermal therapy，PTT），用于治疗小鼠股骨骨肉瘤，从而抑制骨肉瘤的复发，获得了优异的骨修复表现[46]。

3 可降解锌合金

随着研究的进展，有学者提出使用锌或锌合金作为新型骨植入材料，因锌元素属于人体微量元素之一，为人体300 多种酶的辅助因子[47]，是人类免疫系统和神经系统发育的重要元素之一，同时在骨的生长形成与矿化钙化过程中也起着至关重要的作用[48]。研究表明，锌能有效促进大鼠骨缺损修复，提高移植骨的存活率[49]。锌具有可完全降解、促骨生长、抑制破骨、抗菌等性能，因此是理想的骨创伤修复材料之一[47,49]。

与钛合金或不锈钢材料相比，锌合金金属材料的力学和机械物理性能更接近人体骨骼[50,51]，虽然纯锌的机械性能较差，屈服强度为10～110 MPa、极限屈服强度为18～140 MPa、延展度为1.2%～2.1%，但在锌中加入铜、铁、锰等元素制备锌合金后，其屈服强度及延展度都得到提高，更接近皮质骨的机械性能（表1）[52]。

有研究表明，锌可以上调机体Runx-2、ALP、PG等成骨相关基因表达[48,53]。Jia 等[54]研究发现锌锰合金浸提液可以促进ALP、OCN、Runx-2和Col1-αI等成骨基因的表达。随着锌离子浓度升高，MC3T3-E1细胞产生的碱性磷酸酶活性随之增加，同时促进细胞胶原蛋白浓度升高，这两者的上升均是成骨细胞分化的标志[55]。

锌是可降解金属，锌的标准腐蚀电位为-0.76V，介于镁（-2.37V）和铁（-0.44V）之间，相比之下，锌合金材料的降解速率理论上比镁合金材料慢，但比铁合金材料快[56,57]，降解趋势更为平缓，12 周降解率仅为9%～11%（具体与合金组成成分有关）[52,58,59]，通常完全降解需要20 个月以上。因其缓慢的降解特性，能够保证在骨折愈合的前6 个月内不至于丧失其结构完整性，更接近对可生物降解金属植入材料的预期要求。

与镁合金降解过程不同，锌合金材料因其固有腐蚀剖面结构，降解过程中不会有氢气的产生，因此避免了局部组织被压迫及皮下气肿形成。锌在体内的降解产生Zn(OH)2和ZnO，Zn3(PO4)2，锌在体内降解的具体方式如下：①Zn→Zn2++2e-；②O2+2H20+4e-→4OH-；③Zn2++2OH-→Zn(OH)2；④Zn2++2OH-→ZnO+H2O；⑤3Zn2++2HPO42-+2OH-+2H20→Zn3(PO4)2·4H20[49,60]。

有学者认为，锌合金金属材料降解后导致的局部锌浓度升高，产生细胞毒性应该得到更多的关注[59,61]。一般情况下，正常成年人摄入过量的锌会经由肾脏代谢排出，当锌的摄入量超过正常所需量的10～20倍时可对机体产生不利的影响，当锌摄入量超过正常所需量的40～50 倍时，即可出现急性中毒[62]。Ma等[63,64]研究发现，当锌离子浓度大于80～120 μmol/L时，会抑制人类平滑肌细胞（smooth muscle cells,SMCs）及冠状动脉内皮细胞（human coronary artery endothelial cells,HCAECs）的活性，浓度20～60 μmol/L时可促进内皮细胞的黏附、增殖、迁移、扩散等行为。实验表明，除Zn-0.8Ca和Zn-0.1Sr合金外，使用纯锌及其他类型的锌合金浸提物培养基培养细胞，会对MC3T3-E1细胞产生细胞毒性，但将提取物浓度稀释1～2 倍后，细胞毒性可消失[59]。张波等[65]使用不同浓度锌合金浸提液培养L929细胞，CCK8结果示各时间点细胞相对增殖度均大于75%，细胞毒性为0～1级，提示锌合金具有良好的细胞安全性。Yin 等[66]研究表明锌合金支架具有良好血管相容性，不会导致血小板活化、血细胞聚集、凝血和补体活化增加，并可延长凝血酶原时间和部分凝血活酶时间，具有潜在的抗凝作用。Drelich等[67]将纯锌丝植入SD大鼠腹主动脉内，观察时间超过20个月，未发现纯锌丝有任何局部毒性，证明纯锌在体内血管应用的安全性。但锌合金材料用于骨创伤时，局部环境离子交换更新相对血管慢，暂不排除锌材料降解导致局部锌离子浓度升高超过安全范围的可能。不过到目前为止，尚无研究表明植入可生物降解的锌基金属材料会导致对体内锌水平的升高[68]。在新西兰大白兔皮下植入锌合金内固定板及螺钉6 个月，材料周围组织、心脏、肝脏、脾脏、肺脏、肾脏、性腺未检出异常，肝脏、肾脏、脾脏的锌离子含量与术前相比无统计学差异[58]。王祥等[69]使用锌合金内固定系统固定犬下颌骨骨折，术后24周骨折断端愈合良好，其他脏器及锌合金内固定物周围软组织未见异常改变。Klíma等[70]将锌合金螺钉植入新西兰白兔的胫骨内120天，最终在种植体表面附近经常观察到骨膜并列和具有规则结构的新骨的形成，肝脏、肾脏和大脑的组织学评估显示没有毒性变化。

人体对于锌的毒性耐受度要远小于对镁的毒性耐受度，虽然目前的体外实验研究结果提示锌合金具有良好的生物相容性，但关于锌合金用于体内的研究仍较少，无法完全证明锌合金内固定材料用于骨折内固定时，是否会导致高浓度锌离子的聚集。如能保证锌合金材料不在机体局部导致过高锌离子浓度聚集，并保证其释放的锌离子能促成骨作用，锌合金将可成为新型理想骨科植入材料[59,63]。但在可吸收锌基植入物成为现实之前，仍然有许多临床的挑战和研究空白需要研究者逐步解决。