可降解生物醫(yī)用金屬在骨折內(nèi)固定修復(fù)應(yīng)用的研究進(jìn)展*

黃藝聰 周盟 姚森 賈高智 康斌**

（1.北京大學(xué)深圳醫(yī)院骨關(guān)節(jié)科，廣東深圳 518036；2.骨科生物材料國家地方聯(lián)合工程研究中心，廣東深圳 518036）

骨折創(chuàng)傷導(dǎo)致的肌肉骨骼疾病已經(jīng)成為致殘的主要原因之一，全世界骨折患者的數(shù)量仍在不斷增加[1]。因骨折部位不同、損傷機制不同以及骨折類型的復(fù)雜性[2,3]，使其在臨床治療上成為一個棘手的問題。目前內(nèi)固定是不穩(wěn)定骨折、非手術(shù)治療失敗骨折等的主要治療方法。骨折愈合過程是骨重建其正常功能結(jié)構(gòu)、恢復(fù)生物力學(xué)及生物學(xué)特性的過程，通常需要使用內(nèi)固定物固定骨折，為骨愈合提供必要的條件。

臨床常用內(nèi)固定材料主要為鈦合金、鈷合金、不銹鋼等耐腐蝕金屬材料，雖然具有較強的屈服強度（表1），但是與天然皮質(zhì)骨的楊氏模量（5～20 GPa）不匹配[4,5]。骨折愈合后，因內(nèi)植物材料機械強度過大，與骨之間的彈性模量不匹配從而產(chǎn)生“應(yīng)力遮蔽”效應(yīng)，局部骨質(zhì)流失，甚至骨質(zhì)疏松，導(dǎo)致內(nèi)植物耐久性下降[6,7]。長期植入可能引發(fā)炎癥和潛在的復(fù)雜的過敏反應(yīng)[8]。英國一份調(diào)查報道顯示當(dāng)?shù)?0%的骨科醫(yī)師認(rèn)為對于16 歲及以下的骨折患者，需要在骨折愈合后取出骨折內(nèi)固定物，從而減少對骨骺發(fā)育的影響[9]。Sanderson等[10]認(rèn)為承重骨在骨折愈合后應(yīng)及時取出骨折內(nèi)固定物。在我國，大部分患者選擇在骨折愈合后采取二次手術(shù)取出內(nèi)固定物，但這也將會給患者帶來二次手術(shù)傷害、手術(shù)風(fēng)險、經(jīng)濟負(fù)擔(dān)[11]。

表1 正常骨組織與骨植入物材料金屬的機械性能

針對不可降解的骨折內(nèi)固定物的不足，近幾十年有學(xué)者尋找傳統(tǒng)耐腐蝕金屬內(nèi)植物的替代物，具有可降解性能的生物材料獲得越來越多的關(guān)注。目前可降解的生物金屬材料研究熱點主要集中在鎂合金材料上[12-14]。近十年來，鋅合金材料逐漸得到關(guān)注，有望成為新的可應(yīng)用于臨床的內(nèi)固定材料。本文收集、歸納生物醫(yī)用鎂合金及鋅合金在骨折內(nèi)固定應(yīng)用的研究及進(jìn)展，進(jìn)行綜述。

1 理想的生物可降解金屬材料

理想、可降解的骨科金屬材料應(yīng)具有以下性質(zhì)：①良好的機械性能，在骨折、骨缺損早期提供應(yīng)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，無細(xì)胞毒性[15,16]。

目前可降解生物材料的主要類別有生物陶瓷、可降解的高分子材料以及具有可降解性能的金屬，此類金屬被稱為可生物降解金屬或可吸收金屬（bio?degradable metals,BMS）[17]。生物陶瓷及可降解生物材料具有可預(yù)測的腐蝕行為、明確的體外和體內(nèi)腐蝕機制以及良好的生物相容性，但因其機械性能不足及降解速率原因，不能完全應(yīng)用于骨科創(chuàng)傷修復(fù)領(lǐng)域[18]。雖然目前聚乳酸螺釘已有相關(guān)的研究及臨床應(yīng)用報告[19,20]，但僅用于非負(fù)重骨區(qū)。同時它們具有輻射透明性，使其很難使用非侵入性成像技術(shù)（如X線檢查或磁共振成像）進(jìn)行可視化[21]。

天然皮質(zhì)骨的拉伸屈服強度為105～114 MPa，極限屈服強度為35～283 MPa，楊氏模量為5～20 GPa（表1）[5]。當(dāng)作為植入物的金屬材料屈服強度大于皮質(zhì)骨，才能早期提供足夠的機械應(yīng)力支持，避免骨折移位，給骨折早期愈合提供條件。同時植入物材料楊氏模量越大，則植入材料發(fā)生形變概率越小，能為骨折斷端提供更穩(wěn)固的保護(hù)。金屬材料的屈服強度與皮質(zhì)骨相近時，則有效減少骨折愈合后出現(xiàn)的“應(yīng)力遮蔽”效應(yīng)[22,23]，因此可生物降解金屬獲得了更多研究者的關(guān)注。金屬材料通常具有更好的機械性能，即屈服強度（σYS）、極限拉伸強度（σUTS）、斷裂伸長率（εf）、硬度和楊氏模量（E）等，能提供良好的機械結(jié)構(gòu)支撐，可降解金屬會在機體內(nèi)早期提供足夠機械應(yīng)力支持，在骨組織愈合后自行完全降解[24]。將負(fù)荷逐漸轉(zhuǎn)移至愈合的骨組織，從而防止二次取出手術(shù)，是可降解金屬成為現(xiàn)有耐腐蝕金屬植入物用于臨時應(yīng)用的有利替代品的主要原因[25]。

2 可降解鎂合金

鎂合金近幾十年逐步獲得青睞，被認(rèn)為是骨折創(chuàng)傷固定內(nèi)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，可于機體內(nèi)完全降解，并具有一定促成骨能力。鎂在生物體內(nèi)降解的主要產(chǎn)物是氫氧化鎂與氫氣（Mg+2H2O→Mg(OH)2+H2↑），二者對生物機體均無毒性[14]。Gao等[26]將純鎂材料植入小鼠背部20天，除輕度皮下氣腫表現(xiàn)外，未見其他不適，整個實驗過程無小鼠死亡。Li等[13]使用鎂合金髓內(nèi)釘與牽引成骨技術(shù)固定大鼠股骨缺損模型2周，使新骨形成量比單純使用牽引成骨技術(shù)增加4倍。

目前研究提示鎂離子促成骨相關(guān)通路有很多，PI3K/Akt通路、骨保護(hù)素（osteoprotegerin,OPG）/RAKL通路、TRPM蛋白通路及Wnt信號通路等，均與鎂離子促成骨機制有關(guān)[27,28]。PI3K/Akt通路參與成骨細(xì)胞的增殖、分化調(diào)節(jié)，低濃度的鎂離子便可使通路表達(dá)上調(diào)，但當(dāng)鎂離子濃度過高時則產(chǎn)生抑制效果[29]。近期有研究表明，鎂合金假體的植入可以促進(jìn)大鼠體內(nèi)長鏈非編碼RNA LOC103691336的上調(diào)，減少miR-138-5P對BMPR2抑制作用，從而提高促成骨分化能力[30]。另外，CGRP-FAK-VEGF信號軸也是鎂促進(jìn)骨缺損修復(fù)時的主要機制之一[13]。

鎂的密度為1.7 g/cm3，鎂合金為1.75～1.84 g/cm3，接近人皮質(zhì)骨密度（1.8～2.1 g/cm3）。鎂合金的楊氏模量為41～45 GPa（表1），較目前臨床應(yīng)用金屬更接近人體皮質(zhì)骨的彈性模量，能有效防止“應(yīng)力遮蔽”效應(yīng)。鎂合金可以通過高壓壓鑄等高生產(chǎn)率方法制造復(fù)雜的形狀，這有利于制備配對各種骨創(chuàng)傷內(nèi)固定物[31]。而且鎂金屬在加入稀土元素后，能調(diào)節(jié)其彈性模量及抗拉強度，更接近人體骨質(zhì)性能。同時鎂合金經(jīng)消毒后機械性能仍可保持，Cho 等[32]采用40 kGy的伽馬射線照射鎂-鈣-鋅合金行滅菌處理后，平均抗壓強度僅由（420±17.2）MPa 降至（410±11.5）MPa，鎂合金仍能保持較高的抗壓強度。

降解速度過快一直是鎂合金材料面臨的主要問題，同時降解過程中會有氫氣產(chǎn)生[33]。氫氣無法及時吸收、分散，就會導(dǎo)致在植入物附近產(chǎn)生氫氣囊腫，壓迫周圍骨與軟組織，損害結(jié)構(gòu)完整性，不利于骨折愈合[34,35]。同時，鎂合金降解過快也會導(dǎo)致局部環(huán)境堿性增加，破壞機體酸堿平衡環(huán)境，導(dǎo)致細(xì)胞生長抑制[36]。

隨著材料制造技術(shù)的進(jìn)步，合金的性能得到明顯改善，合金化、表面涂層技術(shù)和熱機械加工技術(shù)逐步改善了鎂合金的耐腐蝕性能、機械性能及生物相容性[37,38]。目前最常用的合金化元素是鋅（Zn）、鋯（Zr）、鈣（Ca）、鍶（Sr）、鋁（Al）和稀土元素等[39,40]，該類元素作為第二相元素時，在凝固結(jié)晶和熱加工過程中對合金晶粒起到細(xì)化作用，提高鎂合金綜合機械性能。Mao 等[14]在此基礎(chǔ)上，提出了微合金的理念，從而獲得更平衡、穩(wěn)定的鎂合金。Guo等[41]近期研究發(fā)現(xiàn)，在鎂合金中加入羥基磷灰石（hydroxyapatite,HA），并將其濃度控制在10%左右，能有效控制鎂合金的力學(xué)性能、耐腐蝕性和生物相容性。

鎂合金表面涂層主要包括鈣磷陶瓷涂層（如HA）、β-磷酸三鈣（beta-tricalcium phosphate，β-TCP）、聚乳酸-羥基乙酸共聚物（polylactic-co-glycolic acid，PLGA）、透鈣磷石（dicalcium phosphate dihydrate，DCPD）、聚合物涂層聚己內(nèi)脂（polycaprolactone，PCL）及復(fù)合涂層等。Liu 等[42]在AZ91D 表面覆蓋磷酸鈣/殼聚糖涂層后，能明顯降低鎂合金的腐蝕速率，并使其具有更好的生物相容性。另外，熱機械加工處理及塑形加工不但可以調(diào)整鎂合金內(nèi)部的組織，獲得更好的機械性能強化，而且能轉(zhuǎn)變組織中的第二相的結(jié)構(gòu)、形態(tài)和分布，從而改善綜合性能[43]。

盡管目前鎂合金的研究主要集中在通過合金化、表面改性技術(shù)和熱機械加工技術(shù)來加強鎂合金的機械性能并控制降解速率，但仍不能完全滿足臨床對可吸收金屬植入物的期望。不過鎂合金內(nèi)固定物用于治療非負(fù)重區(qū)骨創(chuàng)傷修復(fù)，仍然是一個新穎、可行的選擇。韓國U&I公司生產(chǎn)的鎂-鈣-鋅合金螺釘用于治療53 例橈骨遠(yuǎn)端或腕舟骨骨折不愈合患者，所有患者在術(shù)后4～6 周時骨折完全愈合，術(shù)后早期在鎂合金螺釘周圍觀察到有少量氣體生成，但在2～4 周后完全吸收[44]。將鎂-鋅-鍶擠壓螺釘用于前交叉韌帶重建時，固定隧道內(nèi)的成骨明顯優(yōu)于傳統(tǒng)的聚丙交酯（polylactide，PLA）螺釘[45]。更有研究將鎂與聚丙交酯-共乙交酯復(fù)合支架結(jié)合光熱療法（pho?tothermal therapy，PTT），用于治療小鼠股骨骨肉瘤，從而抑制骨肉瘤的復(fù)發(fā)，獲得了優(yōu)異的骨修復(fù)表現(xiàn)[46]。

3 可降解鋅合金

隨著研究的進(jìn)展，有學(xué)者提出使用鋅或鋅合金作為新型骨植入材料，因鋅元素屬于人體微量元素之一，為人體300 多種酶的輔助因子[47]，是人類免疫系統(tǒng)和神經(jīng)系統(tǒng)發(fā)育的重要元素之一，同時在骨的生長形成與礦化鈣化過程中也起著至關(guān)重要的作用[48]。研究表明，鋅能有效促進(jìn)大鼠骨缺損修復(fù)，提高移植骨的存活率[49]。鋅具有可完全降解、促骨生長、抑制破骨、抗菌等性能，因此是理想的骨創(chuàng)傷修復(fù)材料之一[47,49]。

與鈦合金或不銹鋼材料相比，鋅合金金屬材料的力學(xué)和機械物理性能更接近人體骨骼[50,51]，雖然純鋅的機械性能較差，屈服強度為10～110 MPa、極限屈服強度為18～140 MPa、延展度為1.2%～2.1%，但在鋅中加入銅、鐵、錳等元素制備鋅合金后，其屈服強度及延展度都得到提高，更接近皮質(zhì)骨的機械性能（表1）[52]。

有研究表明，鋅可以上調(diào)機體Runx-2、ALP、PG等成骨相關(guān)基因表達(dá)[48,53]。Jia 等[54]研究發(fā)現(xiàn)鋅錳合金浸提液可以促進(jìn)ALP、OCN、Runx-2和Col1-αI等成骨基因的表達(dá)。隨著鋅離子濃度升高，MC3T3-E1細(xì)胞產(chǎn)生的堿性磷酸酶活性隨之增加，同時促進(jìn)細(xì)胞膠原蛋白濃度升高，這兩者的上升均是成骨細(xì)胞分化的標(biāo)志[55]。

鋅是可降解金屬，鋅的標(biāo)準(zhǔn)腐蝕電位為-0.76V，介于鎂（-2.37V）和鐵（-0.44V）之間，相比之下，鋅合金材料的降解速率理論上比鎂合金材料慢，但比鐵合金材料快[56,57]，降解趨勢更為平緩，12 周降解率僅為9%～11%（具體與合金組成成分有關(guān)）[52,58,59]，通常完全降解需要20 個月以上。因其緩慢的降解特性，能夠保證在骨折愈合的前6 個月內(nèi)不至于喪失其結(jié)構(gòu)完整性，更接近對可生物降解金屬植入材料的預(yù)期要求。

與鎂合金降解過程不同，鋅合金材料因其固有腐蝕剖面結(jié)構(gòu)，降解過程中不會有氫氣的產(chǎn)生，因此避免了局部組織被壓迫及皮下氣腫形成。鋅在體內(nèi)的降解產(chǎn)生Zn(OH)2和ZnO，Zn3(PO4)2，鋅在體內(nèi)降解的具體方式如下：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]。

有學(xué)者認(rèn)為，鋅合金金屬材料降解后導(dǎo)致的局部鋅濃度升高，產(chǎn)生細(xì)胞毒性應(yīng)該得到更多的關(guān)注[59,61]。一般情況下，正常成年人攝入過量的鋅會經(jīng)由腎臟代謝排出，當(dāng)鋅的攝入量超過正常所需量的10～20倍時可對機體產(chǎn)生不利的影響，當(dāng)鋅攝入量超過正常所需量的40～50 倍時，即可出現(xiàn)急性中毒[62]。Ma等[63,64]研究發(fā)現(xiàn)，當(dāng)鋅離子濃度大于80～120 μmol/L時，會抑制人類平滑肌細(xì)胞（smooth muscle cells,SMCs）及冠狀動脈內(nèi)皮細(xì)胞（human coronary artery endothelial cells,HCAECs）的活性，濃度20～60 μmol/L時可促進(jìn)內(nèi)皮細(xì)胞的黏附、增殖、遷移、擴散等行為。實驗表明，除Zn-0.8Ca和Zn-0.1Sr合金外，使用純鋅及其他類型的鋅合金浸提物培養(yǎng)基培養(yǎng)細(xì)胞，會對MC3T3-E1細(xì)胞產(chǎn)生細(xì)胞毒性，但將提取物濃度稀釋1～2 倍后，細(xì)胞毒性可消失[59]。張波等[65]使用不同濃度鋅合金浸提液培養(yǎng)L929細(xì)胞，CCK8結(jié)果示各時間點細(xì)胞相對增殖度均大于75%，細(xì)胞毒性為0～1級，提示鋅合金具有良好的細(xì)胞安全性。Yin 等[66]研究表明鋅合金支架具有良好血管相容性，不會導(dǎo)致血小板活化、血細(xì)胞聚集、凝血和補體活化增加，并可延長凝血酶原時間和部分凝血活酶時間，具有潛在的抗凝作用。Drelich等[67]將純鋅絲植入SD大鼠腹主動脈內(nèi)，觀察時間超過20個月，未發(fā)現(xiàn)純鋅絲有任何局部毒性，證明純鋅在體內(nèi)血管應(yīng)用的安全性。但鋅合金材料用于骨創(chuàng)傷時，局部環(huán)境離子交換更新相對血管慢，暫不排除鋅材料降解導(dǎo)致局部鋅離子濃度升高超過安全范圍的可能。不過到目前為止，尚無研究表明植入可生物降解的鋅基金屬材料會導(dǎo)致對體內(nèi)鋅水平的升高[68]。在新西蘭大白兔皮下植入鋅合金內(nèi)固定板及螺釘6 個月，材料周圍組織、心臟、肝臟、脾臟、肺臟、腎臟、性腺未檢出異常，肝臟、腎臟、脾臟的鋅離子含量與術(shù)前相比無統(tǒng)計學(xué)差異[58]。王祥等[69]使用鋅合金內(nèi)固定系統(tǒng)固定犬下頜骨骨折，術(shù)后24周骨折斷端愈合良好，其他臟器及鋅合金內(nèi)固定物周圍軟組織未見異常改變。Klíma等[70]將鋅合金螺釘植入新西蘭白兔的脛骨內(nèi)120天，最終在種植體表面附近經(jīng)常觀察到骨膜并列和具有規(guī)則結(jié)構(gòu)的新骨的形成，肝臟、腎臟和大腦的組織學(xué)評估顯示沒有毒性變化。

人體對于鋅的毒性耐受度要遠(yuǎn)小于對鎂的毒性耐受度，雖然目前的體外實驗研究結(jié)果提示鋅合金具有良好的生物相容性，但關(guān)于鋅合金用于體內(nèi)的研究仍較少，無法完全證明鋅合金內(nèi)固定材料用于骨折內(nèi)固定時，是否會導(dǎo)致高濃度鋅離子的聚集。如能保證鋅合金材料不在機體局部導(dǎo)致過高鋅離子濃度聚集，并保證其釋放的鋅離子能促成骨作用，鋅合金將可成為新型理想骨科植入材料[59,63]。但在可吸收鋅基植入物成為現(xiàn)實之前，仍然有許多臨床的挑戰(zhàn)和研究空白需要研究者逐步解決。

4 小結(jié)

本研究介紹和討論鎂合金、鋅合金的生物作用、生物相容性、機械強度及降解性能，結(jié)合臨床應(yīng)用要求，總結(jié)其可行性和局限性，并根據(jù)研究結(jié)果，提出鎂合金、鋅合金材料未來可能研究的方向，以幫助研究人員開發(fā)出性能更優(yōu)秀的生物可降解金屬，為骨創(chuàng)傷修復(fù)提供更好的內(nèi)固定物選擇。