磷酸鈣涂層表面改性鎂合金的研究應(yīng)用現(xiàn)狀*

高蓓寧,喻正文 綜述,韓 琪,劉建國(guó),△ 審校

(1.遵義醫(yī)科大學(xué)口腔醫(yī)學(xué)院，貴州遵義 563099；2.貴州省高等學(xué)?？谇患膊⊙芯刻厣攸c(diǎn)實(shí)驗(yàn)室暨遵義市口腔疾病研究重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，貴州遵義 563099；3.四川大學(xué)華西口腔醫(yī)院，成都 610041)

鎂合金是一種新型的可降解生物材料，由于其具有與人體骨相似的密度和機(jī)械性能，可用于研究肌肉骨骼修復(fù)；而且，鎂在人體內(nèi)可以自行降解，避免了患者二次手術(shù)，降低了再次手術(shù)可能導(dǎo)致的感染與組織損傷等風(fēng)險(xiǎn)[1]。然而，鎂合金的降解速率過快限制了其在醫(yī)學(xué)方面的應(yīng)用。一般來說，根據(jù)植入物類型、骨的解剖位置和不同個(gè)體的愈合能力，骨修復(fù)需要4～12周的時(shí)間。因此，鎂合金植入物最好在12～18周保持其在體內(nèi)的完整性，以便骨組織再生。然而，當(dāng)鎂合金植入體內(nèi)，隨著體液堿度的升高和氫氣的產(chǎn)生，其降解速率也會(huì)加快[2]，這種非可控的降解會(huì)導(dǎo)致鎂合金植入失敗，這是限制它應(yīng)用的最大障礙。

表面改性是一項(xiàng)改良鎂合金適宜臨床應(yīng)用的針對(duì)性策略。通過鎂合金的表面改性，可以控制鎂降解速率，以加速愈合過程[3]。目前，合成磷酸鈣涂層是實(shí)現(xiàn)鎂合金表面改性最有效途徑。磷酸鈣是骨組織中的主要無機(jī)成分，具有優(yōu)異的生物相容性、骨傳導(dǎo)性，作為金屬涂層可提高鎂合金的耐磨性和耐蝕性[4]。本文旨在總結(jié)生物醫(yī)用鎂合金及其磷酸鈣涂層表面改性材料，綜述其在研究進(jìn)展中的特點(diǎn)和問題，為其未來應(yīng)用提供研究方向。

1 鎂及其合金應(yīng)用于人體的生物學(xué)基礎(chǔ)

鎂元素具有良好的骨誘導(dǎo)效應(yīng)，會(huì)縮短骨折修復(fù)時(shí)間，對(duì)組織無刺激性；鎂在自然界中分布非常廣泛，價(jià)格低廉，易于加工成型；鎂標(biāo)準(zhǔn)電極電位低(-2.37 V)，化學(xué)性質(zhì)活潑，在人體體液中易與Cl-等發(fā)生化學(xué)反應(yīng)，可完全降解，多余的Mg2-將隨尿液排出體外；最重要的是鎂合金的楊氏模量與天然骨的楊氏模量相似，良好的力學(xué)相容性能夠有效地避免應(yīng)力遮擋效應(yīng)帶來的骨折風(fēng)險(xiǎn)[5]?；阪V合金在體內(nèi)的可自主降解性和生物相容性，材料學(xué)家開創(chuàng)出新一代的植入性醫(yī)療器械，后有眾多學(xué)者將其用于骨科，頜面外科和心血管等領(lǐng)域。HOFSTETTER等[6]在成年的小型豬額骨植入了WE43鎂合金骨板骨釘，發(fā)現(xiàn)WE43 骨板骨釘未引起骨組織愈合障礙；GUO等[7]通過殼聚糖修飾商業(yè)稀土合金，與海奧生物膜相比較，研究其作為屏障膜引導(dǎo)骨再生效果，結(jié)果表明涂覆殼聚糖的含稀土元素鎂合金Mg3Gd表現(xiàn)良好的屏障性能，可作為引導(dǎo)骨再生的可吸收屏障；上海交通大學(xué)成功研發(fā)了用于骨科的JDBM-1合金和用于心血管支架的JDBM-2合金，并通過動(dòng)物模型進(jìn)行了長(zhǎng)期體內(nèi)評(píng)估，證實(shí)了其優(yōu)異的組織相容性及長(zhǎng)期的結(jié)構(gòu)和機(jī)械耐久性[8]，使之應(yīng)用于臨床成為可能。

2 利用涂層改性鎂及其合金是其優(yōu)化應(yīng)用的針對(duì)性策略

鎂合金在體內(nèi)的非可控降解性是限制其臨床應(yīng)用的主要障礙。鎂及其合金在機(jī)體內(nèi)腐蝕主要面對(duì)的是兩個(gè)問題：(1)植入體的機(jī)械完整性喪失，其腐蝕產(chǎn)物及腐蝕坑會(huì)導(dǎo)致金屬裂紋形成；(2)析出氫氣和局部堿化，被腐蝕的鎂釋放出大量的氫氣，氫氣的迅速積累會(huì)延緩骨組織的愈合，除了釋放氫氣外，快速降解還會(huì)改變局部生理微環(huán)境，一旦局部pH值超過7.8，可能會(huì)導(dǎo)致堿中毒[9]。

目前醫(yī)用鎂合金均存在上述問題，若想將鎂合金作為承重部位骨科植入材料，則需要進(jìn)一步改性鎂合金，以控制其降解速率，提高其耐腐蝕性能。金屬表面防護(hù)處理技術(shù)是改善鎂及鎂合金腐蝕過快問題具有針對(duì)性的方法之一。通過化學(xué)轉(zhuǎn)化(MAO)涂層、有機(jī)高分子涂層、微弧氧化涂層、激光表面處理等方法，不僅能夠有效地改善鎂及鎂合金耐腐蝕性能，而且還能提高種植體材料的表面生物活性，控制降解速率，防止植入后感染[10-13]。

WU等[14]利用微弧氧化技術(shù)，在鎂合金(AZ31)骨板上制備具有生物相容性的MAO涂層，以未處理的鎂合金骨板作為對(duì)照組，發(fā)現(xiàn)有MAO涂層和無涂層的鎂合金骨板均能促進(jìn)骨折愈合，但是有涂層的降解速度緩慢。HOFSTETTER等[6]對(duì)鎂合金(WE43)骨板表面進(jìn)行等離子體電解，未處理的鎂合金骨板設(shè)置為對(duì)照組，實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明具有涂層的骨板改善了其耐腐蝕性能，而且具有很好的穩(wěn)定性。其他研究者采用超聲MAO技術(shù)對(duì)鎂合金螺釘進(jìn)行表面處理，發(fā)現(xiàn)其起到固定作用的時(shí)間長(zhǎng)達(dá)半年，而且血液中鎂離子的濃度均在參考范圍內(nèi)[15]。

經(jīng)過表面涂層改性的鎂合金，其耐蝕性主要取決于其表面涂層材料的性能，當(dāng)生理溶液滲透到涂層內(nèi)部的基體后，基體才會(huì)發(fā)生腐蝕。因?yàn)楸砻嫱繉邮墙饘倩w和外部環(huán)境之間的屏障，可以有效地控制鎂合金的降解速率，同時(shí)也影響種植體合金的力學(xué)性能[16]。涂層應(yīng)該對(duì)鎂有足夠的附著力，具有較高的硬度和機(jī)械強(qiáng)度，良好的韌性、環(huán)境友好性、耐腐蝕、耐疲勞、耐磨損等特性。

2.1 磷酸鈣涂層

磷酸鈣是骨組織中的主要無機(jī)成分，作為生物材料應(yīng)用于人體時(shí)具有內(nèi)在的生物相容性，在金屬基體表面制備磷酸鈣涂層一直是材料學(xué)家關(guān)注的焦點(diǎn)。

合成并用于臨床的磷酸鈣類型有：磷酸一鈣(MCPM)、二水磷酸氫鈣(DCPD)、無水磷酸二鈣(DCPA)、磷酸八鈣(OCP)、磷酸三鈣(TCP)、無定形磷酸鈣(ACP)、缺鈣羥基磷灰石(CDHA)、羥基磷灰石(HA)、磷酸四鈣(TTCP)和雙相磷酸鈣(BCP)[17]。但并不是所有的磷酸鈣都可用作涂層，MCPM和TTCP不適合作為金屬植入物的涂層材料；DCPD涂層僅在短期內(nèi)(4～6周)顯示良好的生物相容性，而長(zhǎng)期效果不穩(wěn)定[18]；與OCP和ACP相比，不同類型的HA和TCP涂層展現(xiàn)出更好的穩(wěn)定性和相容性，因而其應(yīng)用更廣泛。因此本文主要介紹磷酸鈣涂層中應(yīng)用較多的HA、TCP和BCP。

2.1.1HA涂層

HA是人體骨礦物相的主要組成部分，同時(shí)它作為可生物降解的生物相容性陶瓷能在骨組織界面形成類骨磷灰石層以增強(qiáng)骨結(jié)合，加強(qiáng)骨愈合活性，因而被廣泛應(yīng)用于各種生物醫(yī)學(xué)研究。HA通常被用作承重鎂合金植入物上的生物活性涂層材料，因?yàn)楸M管它具有良好的骨再生性能，但其固有的低機(jī)械性能(包括低強(qiáng)度和斷裂韌性，以及低耐磨性)限制其在高承載部位的應(yīng)用[19]。而鎂合金用作基底可為承載部位提供優(yōu)異的機(jī)械強(qiáng)度，HA作為涂層可降低基底降解率，二者優(yōu)勢(shì)互補(bǔ)，促進(jìn)種植體界面處的骨整合[20]。

TIAN等[21]采用跨音速粒子加速工藝(TPA)，成功地在鎂板和鎂棒上制備了具有納米到亞微米結(jié)構(gòu)的共形HA涂層(nHA和mHA涂層)，發(fā)現(xiàn)nHA和mHA涂層增強(qiáng)了鎂的耐腐蝕性，具有共形HA涂層的鎂經(jīng)模擬體液體外浸泡6周后仍保持了86%～90%的極限抗壓強(qiáng)度，滿足種植體的力學(xué)性能要求，無涂層鎂僅保持了66%的強(qiáng)度。LIM等[22]等使用純鎂作為對(duì)照組，HA涂層的鎂作為實(shí)驗(yàn)組,分別在Sprague-Dawley大鼠額骨上方植入鎂板，發(fā)現(xiàn)實(shí)驗(yàn)組直到12周才出現(xiàn)氣體形成或平板暴露，而對(duì)照組在第2周就開始出現(xiàn)持續(xù)的氣體形成和平板暴露，用HA涂層鎂板可以保持足夠長(zhǎng)時(shí)間的強(qiáng)度，使骨愈合和控制吸收率在最初階段。 目前制備HA涂層的方案為多種工藝綜合使用。由于人工合成的純HA自身所屬陶瓷性質(zhì)，導(dǎo)致涂層材料脆性大、強(qiáng)度低，抗折強(qiáng)度和斷裂韌性等指標(biāo)均低于人體骨，為改善這些性能，通常將HA和其他材料復(fù)合制備成HA生物復(fù)合材料，如：金屬-HA生物復(fù)合材料，生物惰性陶瓷-HA生物復(fù)合材料，高分子復(fù)合物-HA生物復(fù)合材料[19]。

2.1.2TCP涂層

TCP有兩種類型：α-TCP和β-TCP，其鈣磷比(Ca/P)均為1.50，卻有著不一樣的物理化學(xué)性能。α-TCP易磷酸水解，而β-BCP穩(wěn)定性優(yōu)于α-TCP，溶解度大于HA，常與HA結(jié)合作雙相生物陶瓷或涂層[23]，因而在鎂合金的TCP涂層中以β-TCP的應(yīng)用更廣。

β-TCP具有良好的骨傳導(dǎo)特性，其提取物也能引起良好的骨免疫調(diào)節(jié)反應(yīng)，增強(qiáng)骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞(BMSCs)的成骨分化[24]。JIANG等[25]采用堿熱處理工藝在Mg-3AI-1Zn合金表面制備多孔β-TCP涂層，并用其體外培養(yǎng)人骨源性細(xì)胞(SaOS-2)，發(fā)現(xiàn)在早期培養(yǎng)過程中β-TCP涂層合金比其他涂層合金更適合骨生長(zhǎng)，促進(jìn)SaOS-2細(xì)胞增殖，顯著提高了鎂合金的表面生物活性。KOTOKA等[26]采用脈沖激光沉積技術(shù)(PLD)，研究了在鎂合金表面添加不同質(zhì)量分?jǐn)?shù)的含銀β-TCP涂層的電化學(xué)腐蝕性能，結(jié)果表明，與無涂層的鎂相比，β-TCP涂層鎂具有更好的穩(wěn)定性和更低的腐蝕速率。而且，銀含量的增加可以提高β-TCP的防腐蝕性能，而10%的銀摻雜可以降低TCP的防腐蝕性能?；谶@一點(diǎn)開發(fā)出含有1%、5%和10%銀鍍層的TCP和TCP涂層，使鎂基體具有可調(diào)控的防腐蝕速率。

2.1.3BCP涂層

HA和β-TCP在骨組織工程中的應(yīng)用必不可少，因?yàn)檫@些元素共同構(gòu)成了骨含量的60%[27]。BCP與其他類型的磷酸鈣生物陶瓷相比，可以更好地控制生物活性和生物降解，從而保證生物材料的穩(wěn)定性，同時(shí)促進(jìn)骨的生長(zhǎng)。

BCP配方主要有兩種：一是由具有相似的Ca/P摩爾比的鈣磷相組成(如α-TCP和β-TCP)；二是由具有不同摩爾比的鈣磷相組成(如β-TCP和HA，Ca/P分別為1.50和1.67)[28]。HA與骨的礦物相類似，力學(xué)性能優(yōu)于α-TCP和β-TCP，為了克服其生物降解率低的缺點(diǎn)，HA通常以適當(dāng)?shù)谋壤c其他生物降解性更強(qiáng)的骨相結(jié)合來作為植入物涂層。β-TCP相比α-TCP具有更高的化學(xué)穩(wěn)定性和更好的生物降解速率，因此通常選用β-TCP作為BCP的第二相[29]。BCP的主要優(yōu)點(diǎn)是通過控制穩(wěn)定相和生物降解相的組成比，優(yōu)化生物降解速率，增強(qiáng)骨修復(fù)過程，增加后者的比率可以提高BCP的生物活性和生物降解性[30]。較穩(wěn)定的HA相可以作為支撐植入物和新生骨的結(jié)構(gòu)骨架，而較不穩(wěn)定的TCP相則為生物降解過程中新生骨的生長(zhǎng)創(chuàng)造了空間。

KAMALALDIN等[27]采用正常人成纖維細(xì)胞在體外評(píng)估兩種比例的BCP(HA/β-TCP 20∶80和70∶30)制備三維骨支架的細(xì)胞毒性，發(fā)現(xiàn)在20∶80的比例下，細(xì)胞活力百分比增加，超過90%的細(xì)胞生長(zhǎng)；而在70∶30比例下的生長(zhǎng)速度達(dá)到100%以上。結(jié)果表明，HA/TCP比值(20∶80和70∶30)在治療創(chuàng)傷后骨缺損或促進(jìn)骨生長(zhǎng)和替換方面具有潛在的應(yīng)用價(jià)值。

盡管BCP的研究取得一些積極的結(jié)果，但各種HA/β-TCP比率中只有65/35、60/40和50/50的BCP在人類臨床試驗(yàn)中成功應(yīng)用，對(duì)于臨床應(yīng)用中BCP各階段的理想比例還沒有達(dá)成一致意見。BCP理想的物理化學(xué)性質(zhì)，如組成比、孔徑、總孔隙率和連通孔隙率等，目前也沒有達(dá)成共識(shí)。BCP陶瓷的生物反應(yīng)因其化學(xué)成分和物理性質(zhì)的不同而不同，從而導(dǎo)致不同的骨再生速率和模式。此外，對(duì)于體外和體內(nèi)研究，在實(shí)驗(yàn)方案和結(jié)果解釋方面也沒有統(tǒng)一標(biāo)準(zhǔn)[29]。關(guān)于理想比例可能根據(jù)臨床需要為不同的應(yīng)用開發(fā)相應(yīng)的成分比率。因此，BCP骨替代物需要根據(jù)不同的功能和臨床需要在不同的解剖部位進(jìn)行定制。

3 展 望

作為一種新型的可降解醫(yī)用材料和暫時(shí)性植入材料，合適的降解速率和具有相容性降解產(chǎn)物是鎂合金臨床應(yīng)用的關(guān)鍵標(biāo)準(zhǔn)。目前，磷酸鈣涂層鎂合金植入物在體內(nèi)外的研究取得了顯著進(jìn)展，但其臨床應(yīng)用方面依舊任重且道遠(yuǎn)。因?yàn)椴粌H要控制其腐蝕速率，材料設(shè)計(jì)中還必須考慮力學(xué)性能和其他生物學(xué)問題，如骨附著性、生物相容性、無毒性等。探索新的涂層方法，結(jié)合現(xiàn)有技術(shù)的優(yōu)點(diǎn)和缺點(diǎn)，特別是在溫和的涂層條件下控制涂層結(jié)構(gòu)和降解速率至關(guān)重要。開發(fā)更為理想的表面改性工藝，制備更高質(zhì)量的生物陶瓷涂層，提高涂層與基體的結(jié)合力，仍是將來研究的熱點(diǎn)方向。