可降解镁基金属骨感染修复材料的研究进展

洪嘉颖 张涛

中国人民解放军南部战区总医院骨科（广州 510010）

开放性骨折是骨科的常见损伤，在治疗中继发的骨感染给患者带来严重的健康威胁［1］。据报道，在开放性骨折中骨感染发生率高达1.4%～22.7%［2］，而骨折相关感染（fracture-related infection，FRI）的病死率占全部创伤中晚期病死率的70%以上，并且45%的院内FRI 由术中内植入物引起［3］。研究表明，细菌易附着于感染灶局部死骨及内植入物表面，形成的细菌生物膜能阻止抗生素渗透，并且其表型不同于浮生细菌，所以抗生素及人体的免疫系统都难以有效杀灭生物膜上的细菌［4-6］。目前骨感染的治疗措施包括手术清创、针对性的抗菌治疗及体内植入含抗生素的材料［3，7］，术中清创时难以彻底消灭细菌及其生物膜。长期使用广谱抗生素或植入含抗生素的材料，可诱导细菌对抗生素产生耐药性，出现具备多重耐药性的“超级细菌”［8］。鉴于目前骨感染治疗措施的诸多局限性，探索新的骨感染治疗策略显得尤为重要［9］。

在骨感染的发生发展过程中，细菌在死骨或植入物表面定植形成细菌生物膜是其中的关键环节［9］，相应地，从细菌粘附-定植的角度，赋予植入材料良好的抗菌性能，在细菌生物膜形成初期，抑制细菌的粘附及定植，从而阻止生物膜的产生，是目前骨感染相关研究的一大热点［10-11］。对于骨感染内植入物而言，除了可以预防细菌定植外，还需要具备良好的生物相容性、骨传导/诱导能力［12］。而临床上常用的含抗生素的磷酸钙骨水泥及陶瓷，在体内不可降解，植入后需二次手术取出，给患者带来巨大的痛苦。镁基金属材料具备优异的在体可降解性、良好的生物相容性和促骨再生性能等特点，早在1878年就进入临床，作为结扎线用于缝扎血管。在20 世纪早期，一系列研究报道了使用镁及其合金作为内固定材料，用于治疗各类骨折。报道提及镁及其合金在植入患者体内4～8 周后降解彻底，使镁板及螺钉的内固定时效缩短，并产生大量气体出现皮下气肿［13］。镁的降解速率过快，机械性能不足限制其进一步发展。近些年来，冶金技术的进步使研究人员能够制备耐腐蚀性更强、机械性能更好的镁基材料，促使研究者重新探索镁基材料在临床应用中的使用价值，现已成为当前骨植入材料的一大研究热点［14］。

1 镁基金属作为骨植入材料的优点

1.1 机械性能及生物学性能镁质轻，密度1.74 g/cm3，比锌（7.133 g/cm3）、银（10.5 g/cm3）更接近皮质骨的密度［15］。纯镁的弹性模量（40～44 GPa）比常用的金属植入物（钛110～117 GPa，不锈钢189～205 GPa）更接近皮质骨的弹性模量（17GPa）［15］，可以减少因弹性模量不匹配而引起的应力屏蔽［17-18］，从而降低植入体松动的发生率［19］。镁离子是人体含量第4 的阳离子，其中，一半左右存在骨组织中［19］。另外，镁还参与人体内一系列生化反应，参与人体新陈代谢，更是人体内300 余种酶的辅助因子［20］。镁及其合金在体外溶液及体内环境均可降解，降解速率较铁及其合金更快；还具有优异的生物相容性：降解过程释放的镁离子可用于人体正常生理生化反应［18-20］。镁在体内降解后释放的镁离子还具有促成骨及促血管生成的能力［18-20］。

1.2 抗菌性能镁自身具有一定的抗菌性能［22］。ROBINSON 等［23］通过将不同质量的纯镁加入细菌培养液中，制备不同浓度镁离子、不同pH 值的培养液，并研究其对大肠杆菌、铜绿假单胞菌和金黄色葡萄球菌的抑制效果，结果发现单纯镁离子浓度增加并不能抑制细菌生长，而高pH 微环境对三种细菌均有抑制作用。这一研究说明镁主要通过在降解的过程中产生的局部高pH 值的微环境实现对细菌的杀灭作用。

1.3 纯镁在抗感染骨感染修复材料中存在的问题纯镁在体外实验中表现出一定的抗菌能力，体内实验却发现纯镁对细菌未显示出抑制效果［24-25］。PENG 等［26］将纯镁、纯钛植入已接种耐甲氧西林金黄色葡萄球菌（MRSA）的股骨缺损大鼠，术后2、4 周发现股骨内有大量空洞形成及皮质骨破坏，并且镁、钛植入物及股骨表面均可见大量细菌粘附，炎症细胞充斥股骨皮质的腔隙。此外，镁是活泼金属，在体外内环境下，其表面发生不均匀电偶腐蚀产生大量氢气，同时在镁表面形成氢氧化物层。氢氧化物层在氯离子存在的情况下易于分解，随后发生点腐蚀。点腐蚀是一种严重的腐蚀形式，能在镁表面形成凹坑，并迅速穿透镁基体，降低植入物的承载能力，形成金属内裂纹。应力作用下表面凹坑易腐蚀开裂，裂纹的发展也会导致体内植入物的失效［27］。因此，体内抗菌性能以及耐腐蚀性能这两大短板限制了镁基植入材料的进一步临床应用。

2 当前处理技术

纯镁的体内抗菌性能不足及降解速率过快，制约了纯镁在骨感染修复中的临床应用。当前提高纯镁的体内抗菌性能及耐腐蚀性的方法主要有：添加合金元素、表面改性技术。

2.1 添加合金元素将镁和其他抗菌金属材料混合熔炼、冷凝后制成的镁合金在降解过程中能释放出抗菌离子，有效提高抗菌性能。目前发现具备抗菌活性、生物安全性良好的金属离子有银离子、锌离子、铜离子［28］。

2.1.1 铜离子Ag+、Cu2+和Zn2+等金属离子溶解释放的抗菌过程包含3 个环节：金属离子与细菌的细胞膜上的氨基团、羧基团及蛋白质形成强键，使之失效，继而导致结构变化；细菌的细胞膜渗透性增加，膜内外物质运输障碍；离子渗透到细胞质作用于核酸抑制细菌增殖，最终导致细菌死亡［22］。Ag+、Cu2+和Zn2+等金属离子还能催化活性氧生成，破坏细菌的细胞膜［29］。LI 等［20］构建了不同铜含量（0.00、0.05、0.10 和0.25 wt%）的镁铜合金，将合金提取液分别与大肠杆菌、表皮葡萄球菌共培养24 h后发现，Mg-0.25Cu 组表面定植细菌稀少，呈不规则形态，甚至完全溶解。说明Mg-0.25Cu 提取物显示出优异的抗菌性能，显著抑制细菌粘附并阻止形成生物膜。将不同铜含量的镁铜合金植入至新西兰兔骨髓炎模型中，结果显示Mg-0.25Cu 可以在体内抑制骨感染及炎症，修复感染继发的骨缺损。LIU 等［30］构建了3 种不同铜含量（0.05、0.2和0.5 wt%）的镁铜合金，在体外浸泡实验中发现Mg-xCu 合金组的pH 值始终高于纯Mg 组的pH 值，且Cu 含量越多，抗菌效果越明显。进一步将合金提取液与含金黄色葡萄球菌的细菌悬浮液共培养，发现Mg-xCu 合金的抗菌效果优于纯镁组，且Cu 含量越高，抗菌效果更明显，作者进一步提出，Mg-xCu 在降解早期加速碱性环境的形成，并释放具有生物活性的铜离子，从而协同发挥抗菌作用。

2.1.2 锌离子锌离子的抗菌机制还包括以下两种：一是锌离子通过催化反应使水与空气中的氧生成羟自由基和活性氧离子，产生氧化还原反应，抑制细菌的增殖；二是大量带正电的锌离子依靠库仑力与带负电荷的细胞膜牢固吸附，穿透细胞壁，使细胞壁破裂，细胞质外流，从而杀灭细菌［31］。HE 等［32］制备了不同锌含量（0、2、4 和6 wt%）的四元镁钙锶锌合金，在体外分别用合金提取液、合金与金黄色葡萄球菌共培养，发现所有含锌合金及提取液均具有较强的抑菌性能，尤其是含锌量较高的材料。QIN 等［32］构建了四元镁锌钕锆合金，体外抗菌实验显示，纯镁和镁锌钕锆合金均能抑制大肠杆菌、表皮葡萄球菌及金黄色葡萄球菌的粘附及生物膜形成，而且镁锌钕锆合金上的抗菌性能最佳。将不同材料植入至大鼠股骨骨髓炎模型中，结果显示镁锌钕锆合金组产生的气体量、骨溶解及骨膜反应较纯镁组显著减少。接着平板菌落计数显示，镁锌钕锆合金植入物的表面细菌数均小于纯镁组。

2.1.3 银离子银离子除了上述提到的提高细菌的细胞膜通透性及生成活性氧的抗菌机制外，有研究还发现，银离子可以使细菌细胞膜和细胞内酯酶活性下降，进而使细菌表现出生理活性但不能继续增长繁殖的状态［34］。FENG 等［35］制备了不同银含量（0、0.2、0.4、0.6 和0.8 wt%）的可降解五元镁锌钇钕银（Mg-Zn-Y-Nd-xAg）合金，分别将不同的Mg-Zn-Y-Nd-xAg 合金放入含金黄色葡萄球菌、大肠杆菌的培养基中共培养，结果显示Mg-Zn-Y-Nd-xAg 合金对金黄色葡萄球菌的抗菌作用随着银含量的增加而增强，其中Mg-Zn-Y-Nd-0.4Ag 合金组的抗菌效果最佳。

2.1.4 镓离子镓的离子半径、电离势及电子亲和力和铁非常相似，细菌由于无法辨别镓和铁，外源性镓被细菌吸收后会取代蛋白质结构中的铁，干扰铁代谢，使细菌的铁依赖性功能丧失。镓离子还可以通过氧化应激反应对细菌产生杀灭作用［36］。GAO 等［37］制备含0.1wt%镓、锶的镁镓、镁锶及镁镓锶合金，在体外分别与金葡菌、大肠杆菌、表皮葡萄球菌悬浮液共培养，结果发现含镓的镁合金的杀菌性能均优于不含镓的镁合金。进一步将镁镓锶合金植入大鼠股骨金葡菌感染骨髓炎模型，观察到镁镓锶合金植入物表面的金葡菌数量最少，以上结果表明添加镓元素可提高镁基材料的抗菌性能。

2.2 表面改性镁合金的表面改性是指在镁合金表面制备功能性涂层，在提高合金的耐腐蚀性的同时，赋予材料抗菌性能。目前常用到的可降解镁合金表面改性方法包括：微弧氧化、仿生涂层、离子注入及单分子层自组装等。

2.2.1 微弧氧化20 世纪50年代，Markow 在阳极铝片上进行阳极氧化实验，提出了微弧氧化技术。我国直到20 世纪90年代才陆续开展微弧氧化的相关研究及工业应用，取得了相应的成就［38］。镁合金微弧氧化是将镁基材料放入特殊电解液的阳极端，在外部电流作用下依靠等离子体放电，从而在镁基材料表面原位生成陶瓷膜或金属氧化物涂层［39］；通过改变制备条件或在电解液中添加胶体可以调控陶瓷膜的厚度、成分及膜层的微观构造，制成的表面多孔结构能有效提高金属的耐腐蚀性和细胞相容性。在微弧氧化的电解液中加入抗菌金属元素，还可以进一步赋予材料表面抗菌性能［40］。REN 等［41］使用微弧氧化技术在纯镁表面构建硅涂层；并与化学转化法制备的氟涂层、沉积法构建的硅涂层相对比，评估不同涂层的抗菌性能，结果显示微弧氧化法制备的含硅涂层具备多孔结构，在与细菌悬浮液共培养时，提供镁基体与菌液的接触界面，使细菌培养液的局部pH 值增加，表现出较强的抗菌能力。而另外两种涂层过于致密，细菌培养液的pH 值没有变化，对细菌的抑制效果不明显。刘继光等［42］采用微弧氧化技术在纯镁表面制备不同含银量的涂层，并与大肠杆菌和金葡菌共培养后发现，含银的微弧氧化涂层的抗菌活性较不含银的涂层显著增强。SALIM等［43］首先将镁锌合金浸泡在含硅酸钠和氢氧化钾的电解液中制得微弧氧化涂层，再使用物理气相沉积技术在微弧氧化涂层表面沉积银元素，从而在镁锌合金上制备了基于银的生物陶瓷涂层。将涂层置于大肠杆菌、金葡菌悬液，在37 ℃下孵育24 h 后，观察到与普通微弧氧化表面涂层相比，银沉积的微弧氧化涂层表面上的活性菌落数量显著减少。

2.2.2 仿生涂层技术自从1986年，首次使用含羟基磷灰石涂层的内植入物固定100 例全髋关节置换并取得良好疗效后，仿生涂层技术逐渐得到推广应用［44］。仿生涂层技术是指利用电化学或化学方法在金属材料表面沉积形成粘附力强的难溶性化合物涂层，如氢氧化镁/氧化镁、硫酸盐、磷酸盐、氟化物涂层等。YAN 等［45］将镁锌合金浸泡在30 ℃下50 wt%的氢氟酸溶液中48 h，冲洗干燥后制得含氟化物涂层的镁锌合金。电化学阻抗谱结果表明，氟化物涂层显著提高了镁锌合金的耐腐蚀性能。体外细胞安全性实验表明，含氟涂层的镁锌合金对人骨髓间充质干细胞无毒性，同时对大肠杆菌有抗菌效果。ZHOU 等［46］采用仿生涂层技术将锌掺杂到ZK60 镁合金表面的羟基磷灰石涂层中，随着锌的添加，涂层上出现具有强耐腐蚀性的纳米晶须结构。体外抗菌实验结果显示，随着锌含量的增加，涂层对金葡菌、大肠杆菌的抑制效果逐渐增强。壳聚糖是甲壳素脱乙酰化后重要产物，具有良好的生物安全性、生物相容性，具有抗菌、抗癌、促进伤口愈合等重要医用价值。田金环等［47］通过对壳聚糖进行改性，成功制备了壳聚糖季铵盐。先对AZ91 镁合金进行微弧氧化，然后在仿生溶液中添加1.25 mg/mL 壳聚糖或壳聚糖季铵盐，再将微弧氧化前/后的AZ91 分别放入仿生溶液中，最终在微弧氧化前/后的镁合金表面制备得到4 种不同的壳聚糖涂层。进一步选用金葡菌进行体外抑菌实验，实验结果表明，改性后的壳聚糖季铵盐比壳聚糖具有更强的抑菌作用，微弧氧化的镁合金在添加壳聚糖季铵盐仿生溶液中矿化制得的样品对金葡菌具有较强的抑制作用。通过体外降解实验计算以上4 种样品的失重率，发现联合微弧氧化和矿化得到的样品的降解速率最慢（15 d 的失重率是0.02%），耐腐蚀性能最好。

2.2.3 等离子注入等离子表面改性技术，包括等离子喷涂、等离子聚合和等离子注入技术，其中等离子注入技术结合了传统等离子体和离子束技术的优点，通过高压电场将不同种类的元素和官能团注入材料表面，具有全方位的加工能力，已经广泛应用于生物医学行业的改性［48］。LIN 等［49］利用等离子体离子浸没注入技术在WE43 镁合金表面构建了TiO2/Mg2TiO4涂层。由于TiO2涂层具有光动力杀菌作用，在紫外线催化下含涂层的WE43 镁合金产生大量的活性氧（ROS）自由基，从而杀死表面99.90%的金黄色葡萄球菌。此外，在电化学浸泡14 d 后，不含涂层的WE43 镁合金组的溶液pH、Mg2+浓度及失重率显著高于含涂层组，说明经离子注入处理的WE43 合金能减少体外的腐蚀速率。进一步研究发现，氧化钛涂层能使合金表面钝化，使得WE43镁合金的耐腐蚀性也得到显著提高。

2.2.4 单分子层/逐层自组装单分子层自组装是利用有机物分子的分子间作用力和化学键自发吸附到薄膜层或固体表面形成涂层的技术；而逐层自组装技术利用分子间的静电吸引作用在镁基材料表面叠加多个单分子层。REZK 等［50］先用氢氟酸和多巴胺三盐酸溶液处理镁合金AZ31，随后利用生成的聚多巴胺涂层中的还原性儿茶酚基团原位固定金/银离子，在原有涂层上形成均匀分布的金/银纳米颗粒。这些纳米颗粒可以通过影响细菌的代谢及DNA 复制能力，从而对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌发挥明显的杀灭作用。CUI等［51］通过静电吸附作用将壳聚糖和聚-L-谷氨酸逐层自组装，在镁合金表面构建了具有耐腐蚀性和抗菌性能的有机生物涂层，该涂层对金黄色葡萄球菌具有良好的杀灭作用，电化学腐蚀实验提示添加有机生物涂层能显著提高镁合金的耐腐蚀性能。

3 临床应用

伴随着冶金工艺的进步，机械性能更优、耐腐蚀性更强的镁基材料逐渐涌现，相应的体外和动物体内实验也进一步证明镁金属在骨科内植入材料领域的潜在应用价值，随后的临床研究也取得较好的结果。WAIZY 等［52］首次使用Mg-Y-RE-Zr螺钉治疗拇外翻，术后的各类关节功能评分与对照组（标准钛螺钉）均无明显差异。基于这项试验结果，Mg-Y-RE-Zr 螺钉成功获得欧洲一致性认证标志，获批进入医疗器械市场，随后相继应用于各类骨折手术（表1）［53-66］，术后随访疗效佳。

表1 镁合金临床研究的情况Tab.1 Status of clinical studies on magnesium alloys

LEE 等［53-66］使用Mg-5Ca-1Zn 螺钉治疗桡骨远端骨折，术后1年镁基螺钉完全降解，骨折端愈合良好，证明Mg-5Ca-1Zn 螺钉拥有良好的机械性能和耐腐蚀性能。赵德伟等［68］使用可降解纯镁（99.99 wt%）螺钉固定带血管蒂骨瓣，治疗Ⅱ/Ⅲ期股骨头坏死患者。在术后12 个月的随访期间，通过X 线及CT 检查发现纯镁螺钉具有促进成骨、耐腐蚀性更强的优点，同时使用镁螺钉组的Harris 髋关节评分（HHS）优于对照组的评分，证明了纯镁作为骨科内固定材料治疗股骨颈骨折及发育性髋关节不良，术后随访骨愈合率良好［13，69］，具有广阔的应用前景。可见，可降解镁基材料具有良好的机械性能及耐腐蚀性能，在骨科内植入材料领域具有潜在的应用价值。

4 总结与展望

由于镁及镁合金具有在体可降解性、良好的生物安全性、促成骨、促血管等优点，近年来逐渐成为可降解植入材料的一大研究热点。现有的基础及临床研究大都集中在提高镁作为内固定材料的耐腐蚀性能及机械性能方面，若能在进一步提高镁合金在人体内的耐腐蚀性能的同时，发掘其抗菌性能，将有利于推动其在骨修复，尤其是骨感染修复领域中的应用。此外，目前抗感染镁基材料的研究大多停留在体外实验阶段，未来仍需开展更多的体内研究，全面评估其临床应用的安全性及有效性。