赵颖
, 曾利兰
ZHAO Ying, ZENG Lilan
中图分类号: R318.08
文章编号: 0412-1961(2017)10-1181-16
通讯作者:
收稿日期: 2017-06-30
网络出版日期: 2017-10-11
版权声明: 2017 《金属学报》编辑部 《金属学报》编辑部
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作者简介 赵 颖,女,1975年生,研究员,博士
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摘要
镁基金属以其良好的生物相容性、与骨组织匹配的力学性能以及在人体内可降解吸收等特点,成为极具临床应用前景的新型生物可降解植入材料,未来有望替代传统的医用金属材料(如不锈钢、钛合金等)应用于骨科内植入器件、心血管支架等领域。本文综合评述了近年来国内外可降解镁基金属的生物相容性研究进展,从合金化和表面改性2方面对镁基金属的体内外细胞相容性、血液相容性和组织相容性等相关研究进行了介绍,并对镁基金属未来在临床上的应用和发展趋势进行了展望。
关键词：
Abstract
Magnesium-based metals become novel biodegradable implanting material and present good clinical application prospect due to their good biocompatibility, mechanical properties matching with bone tissue as well as absorbable and biodegradable properties in human body. They are expected to replace traditional medical metals such as stainless steel and titanium alloy in the area of orthopaedics and cardiovascular stent. In this paper, the current research status about the biocompatibility of magnesium based metals both at home and abroad in recent years has been reviewed. In vitro and in vivo cytocompatibility, hemocompatibility and histocompatibility have been mentioned from aspects of alloying and surface modification. The clinical application and development tendencies for magnesium based metals are also proposed.
Keywords：
医用金属材料在受伤或病损骨组织的修复和替换治疗过程中发挥重要的作用,镁基金属作为新型生物医用金属材料,具有可替代传统生物医用金属材料如不锈钢、钛合金、镍钛形状记忆合金以及贵金属等的潜力。与传统生物医用金属材料相比,镁基金属的优点在于：(1) Mg资源储量丰富,成本低;(2) 生物力学相容性好,Mg及镁合金的密度(1.7~2.0 g/cm3)接近人骨的密度(1.8 g/cm3),弹性模量(41~45 GPa)更接近人骨的弹性模量(20 GPa);(3) Mg元素是人体必需的营养元素之一,含量仅次于K、Na、Ca,不仅参与蛋白质的合成,激活体内多种酶,还参与各种新陈代谢活动,生物安全性高;(4) Mg金属的标准电极电位(-2.37 V (vs SCE))较低,具有可降解与吸收性能,在植入体内服役过程中可以被降解吸收,不需要进行二次手术取出,避免对病人造成二次伤害;(5) 同时其降解释放的镁离子能促进新骨形成,且在植入过程中和术后无明显的急性和炎症反应。基于上述优点,镁基金属可应用于骨科、口腔科以及心血管疾病治疗等领域,具有广泛的应用前景。
然而,镁基金属在临床上的应用也遇到了挑战,由于镁基金属化学性质活泼,且表面氧化膜不能有效阻隔腐蚀介质的侵蚀,导致Mg的降解速率过快。尽管Mg降解形成的Mg(OH)2腐蚀产物在其表面聚集形成一层保护层,但其结构并不致密,在含Cl-的生理环境中,不断地被Cl-消耗,转变为可溶的MgCl2,使得基体暴露出来,进一步加速了镁基金属的腐蚀进程。快速降解导致局部微环境下的Mg2+浓度和OH-浓度超过细胞生长的正常范围,产生毒副作用;镁基金属植入体内后,快速降解不仅会引起皮下肿胀、溶血溶骨,还会使植入体在组织愈合前,过早丧失其力学支撑功能,严重时会导致整个植入失败[1]。这些问题限制了镁基金属材料在临床上的广泛应用。进入21世纪以来,在研究人员的努力下,降解速率等问题的研究已经取得突破。本文主要从国内外广泛开展的可降解镁基金属的合金化和表面改性两方面展开,综合评述合金化和表面改性对镁基金属生物相容性的影响。
通过添加合金元素或调整热处理制度和加工方法可以改善镁基金属的组织结构,进而调控其降解性能和生物相容性[2-4]。到目前为止,已经开发出了Mg-Ca、Mg-Sr、Mg-Zn、Mg-Sn、Mg-Cu和Mg-Nd-Zn-Zr等多种合金体系的镁合金,并对它们的生物相容性进行了研究。
Ca是人体必需的金属元素之一,参与人体大量的新陈代谢活动。同时,Ca是骨和牙齿的主要无机成分,具有良好的生物相容性。作为Mg的合金化元素,Ca的添加不仅能增强合金的力学性能,还能提高合金的耐腐蚀性能和生物相容性[5-8]。Gu等[9]采用单辊熔体纺丝和铸造2种冶炼方法制备了Mg-3Ca二元合金,研究表明,与铸造方法相比,单辊熔体纺丝制备的Mg-3Ca二元合金的耐蚀性能更好,且对小鼠成纤维细胞(L-929)没有产生毒性,细胞黏附和增殖均好于铸造方法。Yin等[10]分别以99.99%的纯Mg铸锭、99.99%的Zn颗粒以及Mg-25%Ca母合金为原材料开发出Ca含量为1%、2%和3% (质量分数,下同)的新型Mg-Zn-Ca三元合金,研究表明,Mg-5Zn-1%Ca三元合金不具有细胞毒性且对红细胞没有杀伤作用。Li等[11]研究发现挤压态Mg-1Ca合金的浸提液与L-929细胞共同培养2、4、7 d后,其细胞存活率均显著高于对照组,表现出提高的体外细胞相容性。将Mg-1Ca合金钉植入到兔股骨中,术后1个月,在Mg-1Ca合金周围能够观察到大量的成骨细胞和破骨细胞,而在植入3个月后,Mg-1Ca合金完全降解,同时可以清楚地观察到周围的新骨形成。Erdmann等[12]将Mg-0.8Ca植入兔胫骨后发现植入材料表现出良好的耐受性。术后第1周,Mg-0.8Ca植入部位可观察到少量骨组织形成。随着植入时间的延长新形成的骨量和组织致密度均表现出增加趋势,在植入2~3周后,可以在Mg-0.8Ca组观察到与骨硬度类似的组织。Mg-0.8Ca和S316L对照组的实验结果无显著差异。Mg-0.8Ca在整个植入期由于降解有轻度至中度气体积聚,但对动物未造成副作用,未来仍需对周围组织进行全面的组织学分析。与传统商用合金如LAE442和WE43相比,Mg-Ca二元合金不含有稀土元素,降解产物表现出良好的生物相容性[13],但耐蚀性能差的问题不容忽视;为了满足植入体降解和骨修复的同步进行,依然需要采取可行途径来调控其降解速率。
Sr元素和Ca元素是同族元素,具有相似的化学性质和生物学功能,Sr是人体必需的微量元素,可调控骨髓间充质干细胞(BMSCs)向成骨细胞分化,并促进骨基质蛋白的合成和沉淀,因此Sr对成骨细胞分化和骨形成具有促进作用[14,15]。目前雷尼酸锶作为治疗骨质疏松的口服药已得到广泛应用[16,17]。此外添加Sr能有效提高镁合金的力学性能和耐腐蚀性能[18-20]。因此Mg-Sr合金的研究引起了研究人员的广泛兴趣。
目前,二元Mg-Sr合金的研究报道较多。Tie等[21]对经过水淬和时效处理的Mg-1Sr二元合金进行了生物相容性研究。将人的原代成骨细胞培养在材料表面后,发现Mg-1Sr二元合金较纯Mg表现出更高的细胞存活率。比较2种镁基金属的溶血性能发现Mg-1Sr溶血率仅为2.54%,符合对医用植入体溶血率的最低要求(低于5%),而纯Mg的溶血率高达7.13%,说明Sr的添加有利于改善镁基金属的细胞相容性和血液相容性。体内研究显示,将Mg-1Sr植入兔子股骨16周后,在Mg-1Sr合金植入物周围的新骨形成量和骨植入物接触比(BIC)均显著大于纯Mg组。同时骨钙素(OCN)、碱性磷酸酶(ALP)、Runt相关转录因子2 (Runx-2)和I型胶原蛋白(Cola1) 4种成骨相关的基因表达上调也反映了Mg-1Sr合金较纯Mg具有更好的促成骨能力。Gu等[19]研究了轧制态的Mg-xSr二元合金(Sr=1%~4%)的细胞相容性,结果表明,与其它含Sr合金相比,Mg-2Sr合金的细胞毒性最小,ALP活性最高,表现出最佳的体外细胞相容性。将Mg-2Sr二元合金植入兔子股骨4周后发现,Mg-2Sr合金植入物周围的骨密度和皮质骨厚度显著增加,这可能源于Mg-2Sr合金降解产物的影响。降解导致的局部pH值升高有利于矿化,而溶出的Mg2+具有促进骨细胞活性的功能。通过测定兔子血液中Mg2+和Sr2+浓度,可发现Mg-2Sr合金植入2周和4周后的Mg2+和Sr2+浓度与空白对照组无明显差别,说明Mg-2Sr合金降解溶出的金属离子易于被周围组织吸收,且能够通过自身代谢排出体外。Bornapour等[14]将Mg-0.5Sr合金浸提液与人脐静脉血管内皮细胞(HUVECs)共培养1、4和7 d后发现细胞存活率均大于95%,说明Mg-0.5Sr浸提液对HUVECs没有产生任何毒性或不良影响。此外,他们还发现Mg-Sr合金降解过程中形成一层Sr取代Ca的羟基磷灰石(HA),有利于促进骨矿化和组织的愈合。
此外,含Sr多元镁合金的生物相容性研究也见诸报道,Li等[22]研究发现,当Sr含量超过0.8%时,三元Mg-1Zn-xSr合金的降解速率显著增加。对Mg-1Zn-0.8Sr进行体外研究发现其浸提液能促进L-929细胞的增殖生长,说明降解产物具有良好的细胞相容性,Mg-Zn合金的锶合金化也有望被用于开发新型骨科植入材料。Wang等[23]将Sr和Ca 2种元素引入Mg-Si二元合金开发新型Mg-1.38Si-xSr-yCa四元合金,体外研究表明,Mg-Si-Sr-Ca四元合金能有效地促进小鼠颅骨前成骨细胞(MC3T3-E1)的增殖,其细胞毒性等级为0~1级,满足骨科临床应用的生物安全标准。大量研究表明,Sr的添加对于镁合金的体外细胞相容性、血液相容性及成骨均有显著促进作用。
Zn是人体必需的微量元素之一,是生物酶和转录因子的组成成分之一,与稳定蛋白质的正常结构和功能有关,对人体骨骼生长发育、生殖遗传、免疫、内分泌等重要生理过程起着极其重要的作用[24,25]。此外,Zn可以通过固溶强化和二次强化来提高Mg的力学性能,同时能够提高Mg的耐腐蚀性能[26]。
在二元Mg-Zn合金的研究中,Yu等[27]对挤压态Mg-6Zn合金的体外生物相容性进行了评价,当肠上皮细胞(IEC-6)在20%和40%的合金浸提液中共培养1、3、5 d后,逆转录聚合酶链反应(RT-PCR)法检测结果显示,肠上皮紧密连接相关基因Occludin和ZO-1mRNA表达水平均高于对照组,说明其浸提液在一定浓度下可诱导紧密连接相关基因的表达。体内研究显示,Mg-6Zn合金植入兔子肠道1、2和3周后,能够上调体内Occludin和ZO-1的表达,促进周围肠道组织紧密连接的再生。此外,Mg-6Zn合金还可应用于泌尿系统,Zhang等[28]将Mg-6Zn合金植入Wistar大鼠的膀胱后,发现其对周围组织没有造成损害,表现出良好的组织相容性。Yan等[29]采用粉末冶金技术,将Zn引入镁基金属中,获得不同Zn含量的Mg-Zn二元合金;研究发现,增加Zn含量使得合金的微电偶腐蚀加剧,腐蚀速率增大;而挤压成型的Mg-6.2%Zn通过时效处理可以减少Zn的偏析,使得金属表面的腐蚀产物层更加均匀致密,提高了耐蚀性能。对Mg-6.2%Zn二元合金进行细胞相容性实验评价发现,合金对L-929细胞无毒副作用。Yu等[30]建立了大鼠股骨骨髓炎模型。将Mg-Zn合金植入大鼠股骨观察其抗菌和促成骨作用,研究结果表明,Mg-Zn合金在无菌和有耐甲氧西林金黄色葡萄球菌(MRSA)的情况下,均无明显的骨溶解或骨膜反应,且促成骨作用均好于纯Ti。成骨能力的提高归因于Mg-Zn合金降解溶出的Zn2+和Mg2+的协同作用。此外,Mg-Zn合金可有效降低细菌黏附,抑制细菌生长,降低围手术期感染的风险,促进伤口愈合。
在含Zn的多元镁合金的研究中,He等[31]开发了Mg-1Ca-0.5Sr-xZn (x=0、2、4和6,质量分数,%)四元合金。体外研究表明,Mg-1Ca-0.5Sr-6Zn合金不仅具有良好的抗菌性能而且能有效促进MC3T3-E1细胞的增殖,表现出良好的生物相容性。Xia等[32]将Mg-4.0Zn-0.2Ca合金植入兔子股骨3个月后发现35%~38%的Mg-4.0Zn-0.2Ca合金植入物已经降解,降解产物主要由C、O、Mg、Ca和P组成,可促进骨诱导和骨传导。组织学分析显示,植入体周围有新骨形成,表明Mg-4.0Zn-0.2Ca合金具有良好的体内生物相容性。Qu等[33]将Mg-Zn-Ca-Y合金植入兔子骶骨冠肌1周后发现,在局部肌肉组织周围观察到少量淋巴细胞和巨噬细胞,纤维膜结构尚未形成;2周后形成松散的纤维膜,而炎症细胞数量减少;4周和12周时纤维膜变薄。在24周时纤维膜厚度为15~25 μm。体内研究表明,新型Mg-Zn-Ca-Y合金具有良好的生物相容性。目前开发的Mg-Zn系列合金在促成骨和抗细菌感染方面表现突出,具有较高的临床应用潜能。
Sn是人体内重要的元素之一,相对无毒,生物安全性高,可以经肾脏排出[34]。将Sn元素添加到镁基金属中,不仅可以提高镁基金属室温下的强度,还可以减小α-Mg相中的二次枝晶间距从而细化组织[35-37]。Zhao等[36]采用亚快速凝固技术研发出Mg-Sn二元合金。研究发现,随着Sn含量的增加,第二相Mg2Sn的增加使得耐蚀性能下降。体外实验表明,Mg-1Sn和Mg-3Sn 2种合金的细胞毒性等级为0~1,满足骨科植入材料的细胞毒性要求。接下来,他们在亚快速凝固的基础上,对挤压态Mg-Sn二元合金进行了报道[37],研究发现,挤压态的Mg-Sn二元合金同样不具有细胞毒性。Mg-Sn二元合金表现出的良好的细胞相容性为其作为体内植入材料奠定了基础,目前关于其组织相容性和血液相容性的研究鲜有报道。
Cu是一种微量元素,是人体中多种酶的重要组成部分。同时Cu也对免疫系统发挥重要作用[38,39],能够使骨吸收率恢复到正常水平[40],促进胶原纤维沉积[41]。缺乏Cu会影响骨诱导和破骨细胞活动[42],此外Cu还能够刺激内皮细胞增殖并促进血管形成[43,44]。Liu等[45]开发出了新型可降解Mg-Cu二元合金,在细胞相容性的研究中发现Mg-Cu合金降解溶出的金属离子和OH-对HUVECs细胞和MC3T3-E1细胞没有产生细胞毒性。特别是Mg-0.03Cu浸提液与纯Mg浸提液相比能有效提高MC3T3-E1细胞的存活率、ALP活性、细胞外基质矿化、胶原分泌以及成骨相关的基因和蛋白的表达;同时能促进HUVECs细胞增殖、迁移和内皮小管形成以及成血管化的相关基因和蛋白的表达。此外,Mg-Cu二元合金还具有长效抗菌性能,有望未来应用于骨科临床。Li等[46]建立了兔子胫骨骨髓炎模型,研究Mg-0.25Cu的体内生物相容性和抗菌作用。实验结果表明,注射MRSA后植入Ti能够在兔子体内表现不同程度的慢性骨髓炎和骨损伤,而注射MRSA后植入Mg-0.25Cu组中的MRSA引起的骨感染被抑制,继发感染的骨缺损得到修复。Mg-0.25Cu组的胫骨髓腔几乎没有炎症细胞,说明Mg-0.25Cu能够有效地抑制细菌感染。在整个植入过程中,Mg-0.25Cu降解产生的Cu2+或Mg2+在兔子心、肝、脾、肺和肾脏中的水平与对照组无差异,说明Mg-0.25Cu降解过程中不会导致Cu2+或Mg2+在体内的积聚。尽管Mg-Cu二元合金的研究尚处于起步阶段,然而其在体内外兼具优异的生物相容性和抗菌性能使其在未来具有很大的临床应用潜力。
与传统商业用途合金AZ31、WE43以及纯Mg相比,新型医用Mg-Nd-Zn-Zr (JDBM)四元合金选择了生物安全性较高的Nd、Zn、Zr作为合金化元素,该合金不仅具有良好的强韧性匹配,同时在体液环境中表现出与大多数镁合金不同的腐蚀降解模式,即均匀降解,从而在众多医用镁合金中表现出独特的优势[47,48]。Wang等[49,50]研究发现,JDBM合金对MC3T3-E1细胞没有产生毒性,不影响细胞的正常生长。将其植入兔股骨后发现,JDBM合金在植入前和整个植入期,血清丙氨酸转氨酶、肌酸酐、肌酸激酶和Mg2+浓度没有明显差异;植入后心、肝及肾组织以及植入部位的骨组织都未发生改变,说明JDBM合金在体内可被降解吸收且未对机体造成损伤,具有良好的生物相容性。Wang等[51]通过扫描电镜(SEM)观察、细胞噻唑蓝染色(MTT)实验和琥珀霉素染色实验系统地比较了JDBM合金和纯Mg对MC3T3-E1细胞的影响。结果发现,JDBM合金能够有效地促进MC3T3-E1细胞的黏附、增殖和矿化。由于JDBM合金的耐蚀性能优于纯Mg,作为植入材料,恰当的降解速率为细胞提供了适宜的生长环境,有利于细胞相容性的提高。Liao等[52]针对镁基金属在软骨组织工程的应用,研究了JDBM合金对软骨细胞的相容性。结果显示JDBM合金的细胞毒性以及软骨细胞相关的基因二型胶原蛋白mRNA和聚集蛋白聚糖mRNA的表达与纯Mg相比没有明显差异,说明JDBM合金具有与纯Mg类似的软骨细胞相容性。Wang等[53]对JDBM合金的血液相容性进行了研究,结果表明,JDBM合金对血细胞聚集、血小板和蛋白吸附的影响与Ti-6Al-4V没有显著差别,说明JDBM合金具有良好的血液相容性。JDBM合金
表现出的均匀可控降解特点,良好的体内外细胞相容性、组织相容性和血液相容性,使其具备了临床应用的潜力。
表1[9-11,14,19,22,23,29,30,36,45,49]总结了合金化对生物医用镁基金属的细胞相容性和血液相容性的影响。总体来说,通过合金化开发的新型生物医用镁基金属大多表现出良好的细胞相容性和血液相容性,具有较好的应用前景。
表1 合金化对可降解镁基金属的细胞存活率和溶血率的影响[
Table 1 Cell viabilities and hemolysis rates of different mgnesium-based metals[
| Alloy | Cell viability / % | Hemolysis rate / % | ||||
|---|---|---|---|---|---|---|
| L-929 | Human primitive | MC3T3-E1 | HUVECs | MG63 | ||
| osteoblasts | ||||||
| Rapid solidified Mg-3Ca[9] | >90 | |||||
| As-cast Mg-5Zn-1Ca[10] | 100 | |||||
| As-extruded Mg-1Ca[11] | >90 | |||||
| As-cast Mg-0.5Sr[14] | >95 | |||||
| As-cast Mg-1Sr[19] | 96.3 | 2.54 | ||||
| As-rolled pure Mg[19] | 98.3 | 7.13 | ||||
| Backward extruded Mg-1Zn-0.8Sr[22] | >90 | |||||
| As-cast Mg-1.38Si-0.5Sr-0.6Ca[23] | >100 | |||||
| As-extruded Mg-6%Zn[29] | >80 | |||||
| As-cast Mg-1Ca-0.5Sr-6Zn[30] | >80 | |||||
| Sub-rapid solidified Mg-1Sn[36] | >100 | |||||
| Sub-rapid solidified Mg-3Sn[36] | >100 | |||||
| As-cast Mg-0.03Cu[45] | >100 | 125 | ||||
| Mg-Nd-Zn-Zr[49] | >75 | |||||
医用镁基金属的表面改性方法较多,本文总结了研究人员通过化学转化膜、微弧氧化法、有机涂层法、电沉积法、离子注入等方法来调控镁基金属表面涂层的化学组成、微观结构和表面形貌,进而提高镁基金属的耐蚀性和生物学性能的研究。
化学转化膜制备是将材料浸入溶液中,溶液与基体表面发生化学反应生成不可溶化合物沉积于基体表面,形成转化膜层[54]。对医用镁基金属进行化学转化膜制备报道较多的是氟化处理和水热沉积2种方法。
2.1.1 氟化处理 氟化处理是通过不同浓度的HF对镁基金属进行表面改性,在镁基金属表面形成MgF2涂层的方法。表2[55-62]总结了近年来研究人员通过HF在Mg-Ca、LAE442、JDBM、Mg-Zn-Zr和AZ31等合金表面形成MgF2涂层的体内外生物相容性研究结果。Mao等[55]通过HF处理JDBM,在其表面形成了致密的MgF2涂层,研究了改性前后JDBM样品的细胞相容性和血液相容性。结果表明,MgF2涂层能够显著提高JDBM的耐腐蚀性能,降低JDBM的溶血率(从52.0%降低至10.1%)。细胞毒性实验表明,MgF2涂覆的JDBM尽管细胞存活率低于JDBM,但是仍然表现出良好的细胞相容性。此外,氟化处理前后的JDBM表现出良好的抗血小板黏附性,说明MgF2涂覆的JDBM可作为与血液直接接触的植入材料应用于体内。
表2 氟化处理对镁基金属体内外降解性能和生物相容性的影响[
Table 2 Influences of HF surface modification on degradation behavior and biocompatibility of magnesium- based metals in vitro and in vivo[
| Material | In vitro | In vivo | ||||||
|---|---|---|---|---|---|---|---|---|
| Corrosion | Hemolysis | Cytocompatibility | Size | Implant | Corrosion rate | New bone | ||
| rate | rate | mm | duration | mma-1 | formation | |||
| mma-1 | % | (Volume loss) | (Yes/No) | |||||
| JDBM[55] | 0.337 | 52.0 | ||||||
| MgF2-coating JDBM[55] | 0.253 | 10.1 | ↓ | |||||
| MgF2-coated Mg-0.8Ca[56] | ϕ2.5×25 | 3 weeks | (8.54%) | Yes | ||||
| 6 weeks | (25.33%) | Yes | ||||||
| LAE442[57] | ϕ3×5 | 12 weeks | 0.31±0.06 | |||||
| MgF2-coated LAE442[57] | ϕ3×5 | 12 weeks | 0.13±0.03 | |||||
| Mg-3Zn-0.8Zr[58] | ϕ3×10 | 3 months | (37.02%) | Yes | ||||
| MgF2-coated Mg-3Zn-0.8Zr[58] | ϕ3×10 | 3 months | (23.85%) | Yes | ||||
| AZ31B[59] | ϕ2×7 | 3 months | Yes | |||||
| F-AZ31B[59] | ϕ2×7 | 3 months | Yes | |||||
| Mg-Zn-Zr[60] | 0.92 | ϕ3.5×15 | 6 months | 0.861±0.021 | Yes | |||
| MgF2-coated Mg-Zn-Zr[60] | 0.45 | ↑ | ϕ3.5×15 | 6 months | 0.516±0.015 | Yes | ||
| AZ31[61] | 1.94 | |||||||
| FAZ31[61] | 1.18 | ↑ | ||||||
| Mg[62] | ϕ4×10 | 4 weeks | Yes | |||||
| HA/MgF2-coated Mg[62] | ↑ | ϕ4×10 | 4 weeks | Yes | ||||
除了良好的细胞相容性和血液相容性,氟化物涂层还表现出优异的促成骨能力。Thomann等[56]将Mg-0.8Ca合金经过氟化处理后植入到新西兰白兔的胫骨骨髓腔,研究其在体内的降解性能和促成骨作用。植入3个月后,通过Micro-CT可以观察到植入物周围有新骨形成(主要以骨小梁形式存在),此时植入物的边缘处可以观察到降解发生,植入物重量损失约为8.54%;植入6个月后,重量损失增加至25.33%,植入物周围的新骨骨量显著增加,说明表面氟化物涂层具有良好的生物相容性。能谱(EDS)分析结果表明,在植入物表面形成富含Ca和P的降解产物层,能够促进体内新骨形成。类似地,Drynda等[63]通过HF对Mg-Ca二元合金进行表面处理得到具有氟化物涂层的二元Mg-Ca合金,研究了具有氟化物涂层的Mg、 Mg-0.4Ca、Mg-0.6Ca、Mg-0.8Ca、Mg-1.0Ca和WE43合金在小鼠皮下模型中的降解速率。结果表明,植入3个月和6个月后,所有的植入物均表现出明显的腐蚀,与WE43相比,MgCa合金的腐蚀速率更快。此外,组织形态学实验结果表明,所有植入物均没有观察到显著的副作用,说明经过氟化处理后能够降低镁合金在体内的毒副作用。Witte等[57]报道了具有MgF2涂层的LAE442镁合金在兔模型中能够降低LAE442在体内的腐蚀速率,术后没有观察到皮下气腔,在植入物周围未观察到肉芽肿或纤维组织,同时MgF2涂层降低了LAE442中Ce、Nd、La和Al元素的释放速率,使血液中的Ce、Nd、La和Al浓度均在毒性范围以内,说明涂覆MgF2涂层的LAE442具有可接受的宿主响应和低腐蚀速率。研究人员[58,59]还将HF改性的Mg-3Zn-0.8Zr和AZ31B合金植入兔子股骨,研究发现,植入3个月后MgF2改性的镁合金较未改性的镁合金具有更低的降解速率、更高的表面生物活性和促成骨能力。Li等[60]研究了HF改性前后的Mg-Zn-Zr (MZZ)的体内降解行为和生物相容性。植入兔子股骨6个月后,具有MgF2涂层的MZZ螺钉(MgF2-MZZ)的降解速率为(0.516±0.015) mm/a,而MZZ螺钉达到(0.861±0.021) mm/a,说明MgF2能够降低MZZ的体内降解速率。MZZ和MgF2-MZZ在植入后均未观察到骨畸形或骨质疏松症,显示出良好的生物安全性和骨组织相容性。MgF2-MZZ螺钉的新骨体积分数(NBV)、组织矿物质密度(TMD)、组织矿物质含量(TMC)、新生小梁的间隙(TbSp)和新生小梁的厚度(TbTh)均优于MZZ,表明MgF2-MZZ螺钉体内的成骨诱导性更好。Yu等[61]指出,经过HF改性的AZ31支架(FAZ31)有利于大鼠骨髓基质细胞(rBMSCs)的黏附与增殖,同时能够通过上调成骨相关基因(骨桥蛋白(OPN)、骨形态发生蛋白-2 (BMP-2)、Runx2及OCN)的表达,促进FAZ31支架浸提液对rBMSCs的成骨分化。将FAZ31植入到兔股骨18周后,可以观察到FAZ31支架与骨的界面有大量的新骨形成,且新骨生长到支架孔中,与之对比,AZ31支架表现出明显的骨吸收。分析表明,FAZ31主要是通过上调OCN和OPN的表达来促进周围的新骨形成。
此外,研究人员在氟化物涂层的基础上还发展了双涂层结构的表面改性。Jo等[62]用HF处理在纯Mg表面获得MgF2后,通过气溶胶沉积将HA涂覆到氟化物上,得到具有双层涂层结构的样品。研究发现,双层涂层显著提高了纯Mg在SBF中的耐腐蚀性能,同时提高了MC3T3-E1细胞的增殖和分化水平。将双涂层样品植入到兔股骨4周后,发现样品的耐腐蚀性能好于纯Mg,同时在兔股骨的皮质骨区域表现出较高的骨-植入物接触比(BIC),揭示了双涂层样品具有较好的促成骨作用。
2.1.2 水热处理 水热处理法是一种在密闭容器内进行的湿化学方法,能够通过调控溶液组成和水热反应温度在样品表面形成具有不同功能的表面涂层。到目前为止,利用水热法已在镁基金属表面获得HA、β-磷酸三钙(β-TCP)、磷酸钙、Mg(OH)2等生物相容性涂层[64-66]。表3[64-66]总结了通过水热法在AZ31、JDBM和纯Mg表面形成生物相容性涂层的体内外降解性能和生物相容性。
表3 水热处理对镁基金属体内外降解性能和生物相容性的影响[
Table 3 Influences of hydrothermal treatment on degradation behavior and biocompatibility of magnesium-based metals in vitro and in vivo[
| Material | In vitro | In vivo | ||||||
|---|---|---|---|---|---|---|---|---|
| Hemolysis | Cytocompatibility | Size | Implant site | Implant | Weight | New bone | ||
| rate | mm | duration | loss | formation | ||||
| % | % | (Yes/No) | ||||||
| AZ31[64] | ϕ1×5 | Rat femur | 12 weeks | 33 | Yes | |||
| β-TCP Coating AZ31[64] | ↑ | ϕ1×5 | Rat femur | 12 weeks | 17 | Yes | ||
| JDBM [65] | >70% | 10×10×1 | Rat subcutaneous | 40 d | >20 | |||
| HT3#-JDBM[65] | <6% | ↑ | 10×10×1 | Rat subcutaneous | 40 d | <10 | ||
| HT2h-Mg[66] | ϕ2.5×10 | Rabbit femur | 8 weeks | Yes | ||||
| HT24h-Mg[66] | ϕ2.5×10 | Rabbit femur | 8 weeks | Yes | ||||
Chai等[64]通过水热处理在AZ31合金表面制备β-TCP涂层,体内外研究表明,β-TCP涂层具有良好的体外细胞相容性以及体内促成骨和提高骨传导功能。Peng等[65]通过水热处理在JDBM 表面制备出结合镁铝嵌入双氢氧化物(Mg-Al LDH)的Mg(OH)2涂层。它不仅能提高镁合金的耐蚀性,还能显著促进体外细胞黏附、迁移和增殖。并且结合了Mg-Al LDH的Mg(OH)2涂层具有比Mg(OH)2涂层和JDBM合金基体更好的组织相容性。此外,研究人员还将水热处理与其它表面改性方法结合起来对镁基金属进行改性,也取得了较好的结果。Li等[66]在纯Mg表面通过微弧氧化和水热处理制备双层涂层(内层由含有HA纳米棒和Mg(OH)2纳米片层的MgO组成,外层由HA纳米棒组成),该涂层较多孔MgO涂层以及Mg(OH)2封孔的MgO水热涂层具有显著提高的体外细胞增殖、分化、细胞外基质矿化和体内促成骨性能。
总的来说,化学转化膜法具有成本低、工艺简单和成分可控的优点,已被广泛应用于镁基金属表面改性。通过调控溶液组成、温度等参数,不仅能提高耐腐蚀性能,还可表现出良好的细胞相容性,血液相容性和体内促成骨作用,具有较好的临床应用前景。
微弧氧化(MAO)是一种在Mg、Al和Ti等阀金属表面原位生成陶瓷膜的表面处理技术,通过调节电解液的组分和电参数,在合金表面依靠弧光放电产生的瞬时高温高压作用,生长出以基体金属氧化物为主的陶瓷膜层。在医用镁基金属表面进行MAO处理是镁基金属研究领域的热点,表4[67-73]总结了通过微弧氧化在Mg-Ca、ZK60、AZ31、Mg-Zn-Ca和WE42等合金表面形成MAO涂层的体外生物相容性研究结果。Gu等[67]采用Na2SiO3和NaOH电解液对Mg-Ca合金进行MAO处理,研究发现,360和400 V MAO处理样品表现出良好的耐蚀性和表面生物相容性。Lin等[68]和Yang等[69]选择商用ZK60镁合金为研究对象,采用Na2SiO39H2O、KOH和KF混合电解液进行MAO,研究表明,370和450 V的微弧氧化样品的细胞相容性显著高于基体镁合金,而溶血率显著低于未处理的镁合金。并且Lin等[74]在体内研究中还发现,MAO处理的ZK60在植入2周时能够降低合金在体内的降解速率和提高周围骨响应。Wang等[70]采用NaOH、Na4SiO4和NaF混合电解液对Mg-Zn-Ca合金进行MAO处理,结果表明,MAO样品表现出显著降低的细胞毒性,同时MAO涂层的溶血率仅为2.25%,与未处理的Mg-Zn-Ca合金(溶血率为24.58%)相比表现出显著提高的血液相容性。
表4 微弧氧化处理医用镁基金属体外生物相容性[
Table 4 In vitro evaluations of biocompatibility and hemolysis rate of MAO magnesium-based metals[
| Material | Electrolyte | MAO | Cytocompatibility | Hemolysis rate | |||
|---|---|---|---|---|---|---|---|
| parameter | MG63 | L-929 | BMSCs | MC3T3-E1 | |||
| Mg-1Ca[67] | |||||||
| MAO-Mg-1Ca[67] | Na2SiO3, NaOH | 400 V, 10 min | ↑ | ||||
| ZK60[68] | Na2SiO39H2O, | 450 V, 5 min | ↑ | 6.79%±2.88% | |||
| MAO-ZK60[68] | KOH, KF | 0.39%±0.44% | |||||
| ZK60[69] | 28.78% | ||||||
| MAO-ZK60[69] | Na2SiO39H2O, | 370 V, 5 min | ↑ | 1.04% | |||
| KOH,KF2H2O | |||||||
| Mg-1.0Zn-1.0Ca[70] | 24.58%±1.82% | ||||||
| MAO-Mg-1.0Zn-1.0Ca[70] | NaOH, Na4SiO4, | 400 V, 5 min | ↑ | 2.25%±0.23% | |||
| NaF | |||||||
| WE42[71] | 50.37%±0.42% | ||||||
| MAO/PLLA-WE42[71] | NaOH, Na2SiO3 | 40 min | 1.79%±0.67% | ||||
| AZ31[72] | 93.290%±0.782% | ||||||
| MAO/PLLA-AZ31[72] | Na2SiO39H2O, | 50 mAcm-2, | 0.806%±0.771% | ||||
| NaOH, NaF | 15 min | ||||||
| AZ31[73] | |||||||
| PEO/PCL-AZ31[73] | Na2SiO39H2O, | ↑ | |||||
| KOH, KF2H2O | 0.4 mAcm-2, 30 min | ||||||
此外,研究人员还将MAO和其它表面改性方法结合起来解决封孔问题,在镁基金属表面获得综合性能优异的复合涂层。Gao等[75]在MAO工艺基础上进一步通过溶胶-凝胶法,在Mg-Zn-Ca表面制备复合涂层,该复合涂层具有比MAO涂层更好的细胞相容性,主要原因基于该复合涂层能够有效地抑制溶液pH值的快速升高及提高镁合金的耐蚀性。Chen等[76]研究了电沉积和MAO处理的Mg-Zn-Ca合金的体内降解性能和成骨响应。在植入期,Mg-Zn-Ca的降解速率比涂层快得多。植入8周后,涂层植入物周围有新形成的骨小梁,且在样品周围没有观察到淋巴细胞和浆母细胞炎症。植入50周后,涂层植入物周围的新骨组织与原有骨组织类似,说明涂层植入物能够促进周围的新骨形成。考虑到聚左旋乳酸(PLLA)可以作为封孔剂有效密封MAO涂层表面上的微裂纹和微孔来提高镁合金的耐腐蚀性,Lu等[71]通过MAO和浸渍提拉法在WE42镁合金表面制备生物相容性的MAO/PLLA复合涂层,与WE42相比,WE42-MAO和WE42-MAO/PLLA均能降低其腐蚀速率,其中MAO/PLLA复合涂层的降解速率更慢。相应地,WE42-MAO和WE42-MAO/PLLA表现出良好的血液相容性。类似的,Wei等[72]在AZ31镁合金表面合成了含有PLLA的复合物表面涂层。他们发现含有聚乳酸的复合物涂层样品不仅具有较低的溶血率(低于5%),而且具有较好的细胞相容性。尽管PLLA缺乏生物活性,不利于Ca-P沉积,但是通过PLLA封孔使得镁合金的耐蚀性能提高,也为细胞提供了合适的生长环境。考虑到PLLA的降解速率快于聚己内酯(PCL),Tian等[73]选择PCL对MAO处理的AZ31样品进行封孔,并在表面沉积聚多巴胺(PDMA),以进一步提高材料表面生物相容性。结果表明,复合涂层样品不仅没有细胞毒性,而且具有良好的细胞相容性和抗菌性能。镁基金属MAO发展至今,处理工艺日趋优化,同时结合其它表面处理手段,不仅提高了氧化涂层的稳定性,也增加了涂层的生物学功能。
有机涂层表面处理是将具有良好的生物相容性和生物降解性的有机物通过旋涂法、浸渍提拉法等方法在材料表面制备涂层的方法。
2.3.1 旋涂法 旋涂法是将流体黏度较大的聚合物溶液沉积在基体表面,以高速旋转基体使基体表面的溶剂挥发从而在基体表面形成具有均匀厚度聚合物涂层的方法。在可降解高分子沉积涂层中,以现有商业化脂肪族聚酯为主,包括聚乳酸(PLA)、PCL、聚乙醇酸(PGA)和聚乳酸聚乙醇酸共聚物(PLGA),此外可降解氨基酸衍生物聚酯酰胺(AA-PEAs)也成为目前广泛研究的镁基金属表面涂层材料[77-79]。
商业化脂肪族聚酯如PLLA、PCL和PLGA具有良好的生物相容性、可降解和吸收性。Xu等[78]对纯Mg金属进行旋涂处理获得均匀、无孔的非晶PLLA和半结晶PCL涂层。该涂层可有效提高样品浸泡早期的耐蚀性和体外细胞相容性。Liu等[79]在制备交联的硅烷涂层的基础上通过旋涂法在镁基金属表面制备可降解PLGA涂层,体外研究表明,PLGA涂层有利于提高血管平滑肌细胞(VSMC)和脐静脉血管内皮细胞(EA.hy926)的黏附和存活率,表现出良好的细胞相容性和潜在的促进内皮化功能。此外,在NO溶出的研究中,该样品表现出较高的NO释放量,能够有效延缓鼠VSMC细胞的生长和促进内皮化(图1[79])。
图1 MgZnYNd、MgZnYNd-P、MgZnYNd-A-P、MgZnYNd-B-A-P样品与人脐静脉内皮细胞(EA.hy926)和鼠血管平滑肌细胞(VSMC)细胞共培养24 h后的NO释放量[
Fig.1 NO released of human umbilical vein endothelial cells (EA.hy926) (a) and rodent vascular smooth muscle cells (VSMC) (b) in the culture media for bare MgZnYNd, MgZnYNd-P, MgZnYNd-A-P and MgZnYNd-B-A-P samples (Dulbecco's modified eagle medium (DMEM) with serum worked as blank control)[
尽管PLGA的机械性能和加工性能较好,被广泛应用在镁基材料的涂层上,但其与金属之间结合力差,机械强度低;特别是块状坍塌降解产生的酸性环境会加速Mg基体的腐蚀,使得其在生物医药领域应用受限。PCL和PLA同样与Mg基体之间结合力较弱,表面涂层易脱落,不能为基体提供更有效的保护[80,81]。考虑到涂层与基体结合力的问题,Kim等[82]在纯Mg表面通过调控聚醚酰亚胺(PEI)旋涂涂层的干燥温度来增加涂层的稳定性。研究发现,在4 ℃条件下干燥形成较厚的多孔膜层相比70 ℃下形成较薄致密膜层在模拟体液中表现更加稳定,可能是由于该温度下PEI与基体之间形成较强的化学键合。体外研究表明,2种涂层均能显著提高Mg样品的体外细胞相容性,尤其是致密涂层表现出更好的细胞增殖和分化,生物相容性的提高主要归因于Mg基体耐蚀性的提高。
AA-PEAs兼容聚酯类(polyesters)和聚酰胺类(polyamides),具有良好的生物相容性、力学性能和可加工性。Liu等[83]通过旋涂法在纯Mg表面制备不同含量的苯丙氨酸衍生物聚酯酰胺涂层(2%-Phe-PEA-Mg和4%-Phe-PEA-Mg),在与VSMC细胞的间接和直接培养过程中,发现4%-Phe-PEA-Mg涂层样品能够引起较高的NO释放量,表明4%-Phe-PEA-Mg可以有效抑制VSMC细胞的生长,从而减小由内皮增生引发的再狭窄的风险(图2[83])。最近Liu等[84]研究报道了Mg-Zn-Y-Nd四元镁合金表面精氨酸基聚酯脲氨基甲酸乙酯(Arg-PEUU)涂层的生物相容性。在血液相容性研究中,Arg-PEUU涂层能够显著抑制材料表面血小板黏附和降低镁基金属材料的溶血率。此外,该涂层还能够刺激血管内皮细胞释放更多的NO,有望抑制心血管修复治疗过程中的血栓和再狭窄的形成(图3[84])。在镁基金属表面的旋涂沉积研究中,研究人员的工作主要基于将生物相容性的有机可降解高分子材料引入表面,改善镁基金属的血液相容性,为镁基可降解心血管支架的临床应用奠定了基础。
图2 纯Mg、2%-Phe-PEA-Mg、4%-Phe-PEA-Mg和2%PLGA-Mg样品与VSMC细胞间接和直接培养24 h后的NO释放量[
Fig.2 NO release from VSMC cells cultured in the extract of bare magnesium, 2%-Phe-PEA-Mg, 4%-Phe-PEA-Mg and 2%PLGA-Mg samples (indirect assay) and onto bare magnesium, 2%-Phe-PEA-Mg, 4%-Phe-PEA-Mg and 2%PLGA-Mg samples (direct assay) over a 24 h incubation period (DMEM with serum acted as a blank control)[
图3 MgZnYNd、 PLGA-coated MgZnYNd和 6-Arg-6 PEUU-coated MgZnYNd 的溶血率及Arg-PEUU-coated MgZnYNd、PLGA-coated和bare MgZnYNd与人脐静脉内皮细胞(HUVEC)细胞共培养24 h后的NO释放量[
Fig.3 Hemolysis rate of bare MgZnYNd, PLGA-coated MgZnYNd, and 6-Arg-6 PEUU-coated MgZnYNd at different A/G ratios (a), NO production of human umbilical vein endothelial cell (HUVEC) cultured onto Arg-PEUU-coated MgZnYNd at different Arg to GAE feed ratios for 24 h (b) (PLGA-coated and bare MgZnYNd served as the biomaterial controls along with a DMEM- and serum-treated tissue culture plate as the blank control)[
2.3.2 浸渍提拉法 浸渍提拉法是指将干净的基材浸入到流体中,然后以一定的速率提拉出来,流体在黏性力、重力、表面张力等作用下将一种或者多种液膜沉积于基材表面,经干燥、固化后形成均匀涂覆膜的过程。到目前为止,采用浸渍提拉法制备有机涂层已被广泛应用于镁基金属表面。镁基金属表面制备有机涂层不仅可以起到钝化保护作用以抑制腐蚀介质侵蚀[85],而且由于表面涂层带有多功能官能团,易于被有机生物大分子修饰而赋予其药物缓释功能或者提高其生物相容性[86]。Chen等[87]通过浸渍提拉法在碱热处理的纯Mg表面制备Mg2+结合的植酸(PA)涂层,结果表明该涂层不仅提高了纯Mg的耐蚀性,促进了生物活性骨质磷灰石的形成,同时还能够诱导成骨细胞黏附和增殖。主要原因是基于植酸分子和生物相容性的Mg2+部分仿生了骨结构组成。Zhao等[88]将天然生物活性有机物质己二胺四亚甲基磷酸(HDTMPA)通过浸渍提拉法涂覆在经碱热预处理的纯Mg表面,研究发现该涂层不仅有利于CaP化合物沉积,而且促进了成骨细胞黏附和增殖,因此改性的镁基金属有望用于可降解骨植入体。Liu等[89]对Mg-Zn-Y-Nd合金进行HF预处理,然后通过浸渍提拉将聚多巴胺(PDA)接枝到材料表面。结果发现,该涂覆样品较其它实验样品表现出更好的血管细胞黏附和增殖。尤其是EA.hy926具有比血管平滑肌细胞(A7r5)更优的表现。分析表明,修饰在镁合金表面的PDA使得材料的细胞相容性提高,同时促进血管的再内皮化。浸渍提拉法将有机生物大分子涂层引入生物医用镁基金属的表面,赋予其多种生物功能化,开拓了镁基金属在临床上的应用前景。
电沉积方法是利用溶液中的金属离子在外电场的作用下,经过电极反应还原成金属原子,并在阴极还原电沉积或在阳极溶解电沉积的过程。电沉积磷酸钙盐涂层可以有效抑制镁基金属的腐蚀,选择不同电沉积条件获得的涂层包括了中间态磷酸钙(TCP)、水合磷酸氢钙(DCPD)和结晶态HA以及化学性质稳定的氟化羟基磷灰石(FHA),通过电沉积条件的优化,不仅能显著提高基体的耐蚀性能;还能促进钙磷涂层的沉积,这将有利于受损骨组织的修复和新骨形成[90-93]。Wang等[94]通过电沉积法在Mg-Zn-Ca合金表面制备缺钙羟基磷灰石(Ca-def HA)涂层,将其植入兔子股骨24周后发现,与Mg-Zn-Ca相比,具有Ca-def HA涂层的植入物表面有更多的新骨形成,组织学研究显示,Ca-def HA涂层具有良好的骨传导性,有利于促进新骨形成(图4[94])。利用Si元素对骨修复的良好促进作用[95],Qiu等[96]利用脉冲式电沉积在AZ31镁合金表面构建了Si掺杂的生物活性磷酸钙陶瓷涂层,该涂层不仅提高了镁合金的耐蚀性,还有利于促进磷灰石的形成和体外细胞相容性的提高。类似地,Li等[97]通过电沉积法在Mg-Zn合金表面制备具有生物相容性的FHA涂层。植入兔子股骨1个月后发现,与Mg-Zn植入物相比,FHA涂覆的Mg-Zn植入物具有与周围骨组织更多的直接接触,体内生物相容性的提高源于FHA涂层降低了镁合金的体内降解速率,同时通过诱导快速分化来增强界面的生物活性。
图4 在表面制备了缺钙羟基磷灰石(Ca-def HA)涂层及无涂层的Mg-Zn-Ca合金植入8、12、18和24周的Micro-CT 2D重建结果,以及植入18和24周后的组织学结果(HE染色)[
Fig.4 Micro-CT 2D reconstruction images of uncoated Mg-Zn-Ca alloy and Ca-def HA coated Mg-Zn-Ca alloy after implantation of 8, 12, 18 and 24 weeks (a), histological photographs of uncoated Mg-Zn-Ca alloy and Ca-def HA coated Mg-Zn-Ca alloy after implantation of 18 and 24 weeks (HE stained) (b)[
此外,研究人员还利用电沉积方法在镁基金属表面获得了高分子复合涂层。Sun等[98]利用电沉积方法在Mg-Ca合金表面制备一种新型的两亲性光交联共聚物。该涂覆样品与Mg-Ca合金相比具有较好的耐蚀性和较低的小鼠胚胎成纤维细胞(NIH-3T3)毒性,为设计功能化生物医用涂层提供了新思路。之后Sun等[99]又报道了通过电泳沉积技术在纯Mg表面制备γ-PGA-g-AMC/HA纳米复合涂层。体外研究表明,涂覆样品比纯Mg具有更好的细胞黏附和更高的细胞存活率。Sun等[100]同样以Mg-Ca合金为基体,利用电泳沉积将包覆了维他命M的γ-PGA-g-AMC共聚物沉积到材料表面,结果显示,具有维他命M的涂层样品显著促进了NIH-3T3细胞的黏附、增殖和铺展。Sun等[101]采用简单的电泳沉积方法将自组装的胶体粒子沉积在纯Mg表面获得P(ISA-co-DMA)/TA胶体粒子涂层。将其植入兔胫骨12周后,发现植入物周围排列整齐的成骨细胞,显示了新骨形成(图5[101])。近年来研究人员利用电沉积方法在镁基金属表面制备生物相容性涂层开展了大量的研究,获得的涂层种类较多,从磷酸钙盐涂层到有机高分子涂层,不仅提高了镁基金属的耐蚀性,同时许多涂层还兼具良好的生物活性及诱导成骨分化的功能,使得镁基金属的综合性能日趋完善。
图5 纯Mg、MgCP30和MgCP60 样品术后0、4、8和12周的Micro-CT结果及组织学结果[
Fig.5 Micro-CT images of bare Mg, MgCP30 and MgCP60 samples after 0, 4, 8, and 12 weeks post-operation (a), histological photographs of HE stained sections of the tissues around bare Mg, MgCP30 and MgCP60 after 4, 8 and 12 weeks post-operation (b)[
离子注入技术是一种简单有效的材料表面改性方法,通过离子注入可以在材料表面原位生成具有梯度结构的表面膜层,涂层与基体之间结合力好。与传统的离子束注入技术相比,等离子浸没离子注入(PIII)技术克服了离子束注入方法中视线效应的缺点,非常适合处理形状复杂的生物医用植入体。近年来,研究人员对等离子技术在生物医用材料表面改性方面的应用进行了大量的研究,离子注入改性层对材料的生物相容性、表面力学性能和耐腐蚀性能均有显著的影响。
离子注入一般包括气体注入和金属注入。近年来,对镁基金属表面离子注入的报道比较多。注入气体主要包括O2、N2、H2O等,注入金属元素包括Al、Ti、Zr、Cr、Zn、Hf和Nd等[102-108]。将金属注入和气体注入结合起来,如Al与O[109]、Zr与O[110]、Zr与N[111]、Cr与O[105]等进行注入往往在镁基金属表面形成含有注入元素和注入元素氧化物的梯度改性膜,能有效钝化镁基金属,抑制其在生理环境中的降解,提高材料稳定性,进而提高其生物相容性。Zhao等[110]采用等离子注入技术对新型Mg-Ca和Mg-Sr二元合金进行金属Zr和气体氧离子注入。离子注入样品的MC3T3-E1细胞存活率、细胞黏附和增殖都得到明显提高,此外离子注入也抑制了细菌在镁合金表面的黏附。Wong等[109]在体外研究的基础上,进一步研究了离子注入镁合金的体内生物相容性。将Al和O元素注入的AZ91镁合金(Al2O3 treated),植入大鼠股骨2个月发现,Al和O注入的植入体周围可以观察到更多的成骨细胞和新骨组织,形成的新骨骨量明显大于AZ91植入物。而植入体的体积在植入2个月后,AZ91植入体降低至93%,Al和O注入的植入体降到98%。以上结果说明,通过等离子注入能够提高AZ91在体内的耐腐蚀性能,同时能够促进新骨形成(图6[109])。Cheng等[111]通过等离子体浸没离子注入将Zr和氮离子同时注入到AZ91镁合金中,在AZ91镁合金表面形成厚度约为80 nm的改性层。在植入大鼠股骨4、8和12周后,与AZ91相比,Zr-N注入的AZ91镁合金周围可观察到更多的骨量。其BIC显著高于未处理的AZ91组。因此Zr和N的双重注入有利于提高AZ91镁合金的体内生物相容性。离子注入在生物可降解镁基金属表面改性的应用经历了几个阶段,从最初用于解决镁基金属的降解速率过快的问题,而后逐渐开展了体外细胞相容性、抗菌性能、体内生物相容性等方面的研究,并取得了大量研究成果。
图6 未离子注入AZ91和等离子注入Al和O的AZ91在手术后不同时间点的Micro-CT结果和骨量变化,术后2个月Micro-CT 3D重建结果及术后8周硬组织吉姆萨染色结果[
Fig.6 Micro-CT of AZ91 (a) and Al2O3-treated AZ91 (b) immediately after surgery and 1, 2, 3, 4 and 8 weeks of post-operation (Yellow arrows showed new bone formation), the percentage changes in bone volume of AZ91 and Al2O3- treated AZ91 after surgery at different times (c), Micro-CT 3D reconstruction of AZ91 and Al2O3- treated AZ91 samples after 2 months of post-operation (d), Giemsa-stained hard tissue sections of AZ91 (e) and Al2O3-treated AZ91 (f) after 8 weeks of post-operation (Black arrows indicated newly formed bones and red arrows indicated osteoblast-like cells)[
作为新一代医用金属材料,可降解镁基金属颇受科研人员和临床医生的关注。大量研究表明,镁基金属不仅具有促成骨、促血管化、抗细菌感染等多种生物医学功能,还表现出有很强吸引力的临床应用价值。未来可作为心血管支架、骨内固定器件等植入器件应用于体内。尽管实现临床应用的路还很长,通过合金化和表面改性仍然是现阶段提高镁基金属生物学性能比较理想而有效的途径,通过大量深入的研究不仅为可降解镁基金属的临床应用提供科学依据,也必将为可降解镁基金属的发展作出重要贡献。
The authors have declared that no competing interests exist.
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