金属学报  2017 , 53 (10): 1168-1180 https://doi.org/10.11900/0412.1961.2017.00247

研究论文

可降解医用镁合金在骨修复应用中的研究进展

袁广银1, 牛佳林12

1 上海交通大学轻合金精密成型国家工程研究中心和金属基复合材料国家重点实验室 上海 200240
2 沪创医疗科技(上海)有限公司 上海 200232

Research Progress of Biodegradable Magnesium Alloys for Orthopedic Applications

YUAN Guangyin1, NIU Jialin12

1 National Engineering Research Center of Light Alloys Net Forming and State Key Laboratory of Metal Matrix Composite, Shanghai Jiao Tong University, Shanghai 200240, China
2 Shanghai Innovation Medical Technology Co., Ltd., Shanghai 200232, China

中图分类号:  TG146.22

文章编号:  0412-1961(2017)10-1168-13

通讯作者:  通讯作者 袁广银,gyyuan@sjtu.edu.cn,主要从事可降解医用金属材料的研究

收稿日期: 2017-06-22

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

基金资助:  国家高技术研究发展计划项目No.2015AA033603,国家自然科学基金项目No.51571143,上海市科委企业国际合作项目No.17440730700,2017年度上海市优秀学术带头人计划No.17XD1402100

作者简介:

作者简介 袁广银,男, 1970年生,教授

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摘要

镁合金可在人体内完全降解,其弹性模量与人皮质骨接近,可有效避免应力遮挡效应,且具有较高的机械强度和良好的骨诱导性,因此镁合金作为骨修复材料具有很好的应用潜力,并受到广泛研究。本文对可降解医用镁合金材料在骨修复领域的研究进行了总结,分别从镁合金骨修复材料的优势,发展历史,存在的问题与挑战,近几年的研究进展等几个方面进行了阐述。文章最后介绍了上海交通大学轻合金精密成型国家工程研究中心团队在骨修复用镁合金方面的最新研究成果,以及为推动我国可降解医用镁合金的产业化进程方面所做的工作。

关键词: 可降解医用镁合金 ; 骨修复 ; 生物降解性能 ; 生物相容性

Abstract

Magnesium and its alloys exhibit high mechanical strength and good biocompatibility, and their modulus is similar to natural cortical bone, which could help to avoid the stress shielding effect. These advantages make them promising candidates for bone repair applications. This paper summarizes the advantages, history, challenges, and the recent research progress of biodegradable Mg alloys for orthopedic application. At last, it gives a detailed introduction of the latest researches of Shanghai Jiao Tong University on biodegradable Mg alloys, and related work to promote their clinical applications.

Keywords: biodegradable Mg-based alloy ; bone fixation ; biodegradation behavior ; biocompatibility

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袁广银, 牛佳林. 可降解医用镁合金在骨修复应用中的研究进展[J]. 金属学报, 2017, 53(10): 1168-1180 https://doi.org/10.11900/0412.1961.2017.00247

YUAN Guangyin, NIU Jialin. Research Progress of Biodegradable Magnesium Alloys for Orthopedic Applications[J]. Acta Metallurgica Sinica, 2017, 53(10): 1168-1180 https://doi.org/10.11900/0412.1961.2017.00247

骨修复材料的历史最早可追溯到19世纪,早期的骨修复材料大都选用惰性金属,包括不锈钢、钛合金、钴基合金等。这类材料具有良好的强度和塑性,利于加工成型。同时在人体内不易腐蚀,可以减少有害离子释放。然而传统金属材料与人体骨组织的弹性模量相差很大,植入后产生应力遮挡效应,影响骨愈合过程或导致骨质疏松,甚至引发二次骨折[1];另外惰性金属材料长期植入可能释放有害离子(铝离子、镍离子等),有引发炎症、过敏的风险,所以需要在骨愈合后二次手术取出,增加了病人的风险和经济负担[2,3]。从20世纪50年代开始,可降解高分子和生物活性陶瓷材料开始受到人们关注,前者可以在人体内降解从而避免二次手术,后者具有良好的生物相容性和骨诱导性[4-6]。但高分子材料的力学强度比较低,很难满足承重部位骨修复的需求,同时其降解产物大多为酸性,会对周围组织产生刺激,引发炎症。而磷酸钙盐等生物活性陶瓷强度低、脆性大,也限制了其临床应用[7]

1 镁合金作为骨修复材料的优势

从本世纪初开始,以镁合金为代表的新一代可降解医用金属材料受到人们的关注,并得到广泛研究[8]。这类材料不仅继承了金属材料良好的机械性能和加工性能,同时可在人体内降解。由于其良好的生物相容性和力学性能以及可降解特性,镁合金被誉为革命性的医用金属材料[9]。相对于传统骨修复材料,镁合金具有以下优势[9,10]

(1) 可降解性。Mg具有较低的标准电极电位(-2.37 V),在腐蚀介质中极易发生腐蚀。作为骨内植入材料,这一特性可使其在完成骨修复或固定功能后在人体内发生降解,从而避免了二次手术,大大减轻了病人的风险和负担。

(2) 生物力学相容性好。与传统金属骨修复材料相比,镁合金的物理机械性能与骨组织更接近,可有效避免应力遮挡效应。镁合金的密度为1.74~2.00 g/cm3,与皮质骨接近。镁合金的弹性模量为41~45 GPa,稍高于皮质骨,远低于不锈钢和钛合金。同时,镁合金作为金属材料具有较高的强度和韧性,抗拉强度是聚乳酸(PLA)的4~15倍,断裂韧性远高于羟基磷灰石(HA)。因此,镁合金具有较高的力学强度和良好的力学相容性。

(3) 良好的生物相容性。Mg是人体必需的营养元素之一,在体内阳离子中含量仅次于Ca、K、Na。成人体内正常Mg含量为21~28 g,其中约53%存在于骨骼中,27%存在于肌肉组织,19%在软组织,其余少量存在于血液中及肝、脑、肾等器官。Mg可以催化和激活300多种酶,是细胞新陈代谢活动中各种酶的重要活化剂,参与蛋白质和DNA的合成、能量的储存和运输、神经信号的传导以及肌肉的收缩等各种生理活动。缺乏Mg可能会引发心律失常、高血压、缺血性心脏病、脑梗塞、骨质疏松等疾病。世界卫生组织建议成人每天摄入Mg 280~300 mg,儿童为250 mg[11,12]。因此,镁合金作为可降解医用材料具有良好的生物安全性基础。

(4) 良好的骨诱导性。大量研究表明,镁离子有诱导新骨生成的作用。Zhang等[13]研究了Mg的成骨机理,发现镁离子可以刺激骨膜中的感觉神经末端释放更多的神经递质(主要为降钙素基因相关肽,简称CGRP),而增多的CGRP进一步促进骨膜内干细胞的成骨分化。图1是镁离子促成骨机理示意图[13]。Mg的骨诱导功能可以促进骨折愈合,是理想的骨修复材料。

图1   镁离子促成骨机理示意图[13]

Fig.1   Schematic diagram showing Mg2+ promoting osteogenic differentiation into new bone[13] (DRG—dorsal root ganglia, CGRP—calcitonin gene-related polypeptide-α, CALCRL—calcitonin receptor-like receptor, RAMP1—receptor activity-modifying protein 1, PDSC—periosteum-derived stem cell, cAMP—cyclic adenosine monophosphate, CREB1—cAMP-responsive element binding protein 1, SP7—osterix, TRPM7—transient receptor potential cation channel, subfamily M, member 7, MAGT1—magnesium transporter 1)

2 镁合金作为骨修复材料的发展历史

镁合金作为骨修复材料的研究有悠久的历史。1900年,Payr[14]首次尝试将Mg钉、Mg板、髓内钉应用于骨修复。然而由于动物实验结果显示Mg降解后形成一层纤维组织层阻碍了进一步的骨愈合,而没有进一步进行临床实验。1906年,Lambotte[15,16]首次将镁合金用于临床骨折内固定,采用镁板和钢钉治疗一名17岁患者小腿骨折。随后Verbrugge[17,18]将Mg-8Al合金应用于21例骨折手术,未观察到明显毒性或刺激性。1938~1945年,分别有纯Mg、Mg-Al-Mn合金、Mg-10Al合金和Mg-Cd合金用于临床骨折内固定的报道[19-22]。其中Troitskii和Tsitrin[21]采用Mg-Cd合金进行了34例手术,发现Mg可促进骨痂形成,认为Mg降解时形成碱性环境有利于成骨。总的来说,这些早期的研究均表明Mg及镁合金没有明显的毒性,且可促进骨愈合,但降解速率普遍过快,术后会产生大量的气体,造成炎症刺激,同时无法提供长期有效的固定支撑功能[23]。随着不锈钢等惰性金属在骨科领域的广泛应用,镁合金骨修复材料逐渐淡出人们的视野。

20世纪末,可降解聚合物材料及生物活性陶瓷以其可降解性和良好的生物相容性开始得到人们的关注。但相对于金属材料,聚合物和陶瓷的机械性能较差,严重制约着其临床广泛应用。2005年,德国学者Witte等[24]重新提出了以镁合金作为骨修复材料。他选用了4种镁合金AZ31、AZ91、WE43和LAE442,植入豚鼠股骨骨髓腔内。术后18周的结果显示,LAE442的降解速率最慢,截面损失约18%,镁合金周围的新生骨量远多于聚乳酸组,表现出良好的骨诱导性。此后,可降解医用镁合金逐渐成为研究热点。其中,德国HZG材料与海岸研究中心从2007年开始,每年获得500万欧元经费支持,用于可降解医用镁合金的研发。美国国家自然科学基金委于2008年投资1800万美元在北卡莱罗纳州立农工大学成立革命性的医用金属材料国家工程研究中心(ERC-RMB),用于可降解镁合金等新型医用金属材料研究[9]。大量的新型医用镁合金不断被开发出来,包括Mg-Ca系、Mg-Zn系、Mg-RE系等。研究表明,镁合金具有良好的生物相容性,并可诱导新骨形成,促进骨折愈合。通过添加合金元素和表面改性技术,镁合金的降解速率也逐渐得到控制。另外,通过激光加工或采用造孔剂粉末冶金法等技术,多孔Mg支架也被制备出来,有望应用于骨缺损填充材料[25-28]。2013年,德国的Syntellix公司生产的MAGNEZIX®镁合金空心加压螺钉首次取得欧洲CE认证,正式应用于临床(如图2,应用于脚拇指外翻矫正手术),主要用于治疗手部、脚部骨折,以及骨折不愈合症等[29-32]。其采用Mg-Y-RE-Zr合金(成分接近WE43),晶粒尺寸<5 μm,屈服强度>250 MPa,延伸率>10%。随后该公司的髓内钉和皮质骨螺钉相继取得了CE认证。目前MAGNEZIX®系列产品已有25000多件应用于临床。2015年,韩国U&i公司生产的K-MET螺钉(Mg-Ca合金)取得韩国药监局(KFDA)认证,批准应用于临床。其在手部骨折内固定临床观察显示,骨折愈合良好,螺钉可在6~18个月内完全降解(如图3)[33]。在中国,上海交通大学、北京大学、中国科学院金属研究所等单位也进行了大量的相关研究,并取得可喜成果。其中东莞宜安科技和大连大学附属中山医院等单位合作,将高纯Mg螺钉应用于股骨头坏死自体移植固定,已进行了上百例临床实验[34]。手术一年后,螺钉直径减小约25%,螺钉周围骨密度相对于对照组有明显增大,血清Mg含量无明显升高,表现出良好的生物相容性和合适的降解速率,有望进一步应用于临床。

图2   德国Syntellix公司生产的MAGNEZIX®镁合金空心加压螺钉应用于脚拇指外翻手术[30]

Fig.2   MAGNEZIX® compression screw produced by Syntellix AG and its application in hallux valgus surgery[30]

图3   韩国U&i公司生产的K-MET镁合金螺钉应用手部骨折手术[33]

Fig.3   K-MET Mg-based screws produced by U&i company were used in hand fractures fixation[33]

3 镁合金骨修复材料的主要问题与挑战

尽管前期大量的研究表明镁合金作为骨修复材料具有良好的生物相容性以及骨诱导性能,但其临床应用还面临一些挑战。首先,早期的研究大多直接采用商用镁合金,然而这些镁合金最初是为了工业应用而设计,并未考虑其生物相容性。如AZ31和AZ91合金中添加的Al元素,具有慢性神经毒性,有研究[35-37]表明Al与老年痴呆症有关。稀土元素是镁合金常用的合金元素,可以有效提高强度、耐热及耐蚀性能,但部分重稀土元素可能存在潜在毒性[38,39]。随着镁合金植入物在人体内降解,这些有害离子会释放出来,对人体健康构成潜在威胁。

降解速率过快以及严重的局部腐蚀是医用镁合金面临的另一大挑战。腐蚀速率过快会产生大量H2,聚集在植入物周围或皮下会引发炎症,影响骨愈合[40,41]。早期的临床研究大多受到了这一问题的困扰。同时,镁合金植入物的降解速率必须与骨愈合的速率相匹配。骨折愈合一般可分为3个阶段:第一周左右为炎症期,然后是修复期,根据不同骨折部位约需要3~6个月,最后为重建期[8]。在前2个阶段,Mg植入物需要有较低的腐蚀速率以保持足够的力学强度,来实现固定支撑功能。而在骨重建阶段,其力学性能逐渐下降并将载荷转移到骨组织,最后实现完全降解。因此,镁合金的降解速率,尤其是初期降解速率不能太快。Erinc等[42]提出医用镁合金的降解速度应小于0.5 mm/a,然而目前大部分镁合金很难满足这一要求。另外,镁合金的腐蚀方式大多为局部腐蚀,这容易造成应力集中,在点蚀坑位置发生断裂。而只有实现均匀腐蚀,才能准确预测镁合金植入物在人体内的服役寿命,进而指导其结构设计。因此,如何降低镁合金的降解速率并实现可控降解一直是目前研究的热点和难点。

4 可降解镁合金骨修复材料的研究进展

针对目前医用镁合金存在的问题,研究者主要从2个方面来解决:新型医用镁合金开发和表面改性技术。

4.1 新型医用镁合金的开发

通过添加和调控合金元素,有可能在增强镁合金力学性能的同时,得到合适的生物降解速率。作为可降解内植入材料,本文作者于2010年在国际上首次提出了在进行医用镁合金设计时必须同时考虑其“生物安全性、强韧性和降解可控性”三位一体的观点[9]。镁合金通常添加的合金元素有Al、Ca、Zn、Zr、Mn、稀土元素等。其中Al元素是工业镁合金最常用的合金元素,可通过固溶强化和析出强化提高镁合金的强度,然而它具有潜在神经毒性,可引发老年痴呆症,不适合作为医用镁合金的合金元素。Ca、Zn、Mn是人体必需的元素,参与各种生理活动,具有良好的安全性。Sr和Si都是人体的微量元素,可促进骨形成。Zr的氧化物是临床常用的牙齿和关节置换材料,对人体无毒性和刺激性。稀土元素的毒性目前仍有争议。Feyerabend等[43]研究了各稀土元素的短期细胞毒性,发现Y、Gd、Nd、Dy、Eu等元素细胞毒性较低,而La、Ce细胞毒性较高,应谨慎使用。目前研究较多的合金体系有以下几种:

(1) Mg-Ca系合金。Ca在镁合金中的固溶度为1.34% (质量分数,下同),Mg-Ca合金中第二相主要为Mg2Ca。其可通过固溶强化和析出强化提高镁合金强度,也能一定程度的细化晶粒。然而,其第二相与基体之间易发生电偶腐蚀从而加速镁合金腐蚀。Li等[44]研究了Mg-xCa二元合金,发现Mg-1Ca的力学强度、延伸率和耐腐蚀性能都优于Mg-2Ca和Mg-3Ca合金。Wan等[45]发现Mg-0.6Ca合金具有最好的力学强度和耐腐蚀性能,随着Ca含量继续增加,大量Mg2Ca相会在晶界析出,导致合金性能的降低。Rad等[46]同样发现,随着Ca含量增加,Mg-Ca合金的腐蚀速率逐渐增大。Zheng等[8]建议医用镁合金中Ca元素含量应控制在0.6%~1.0%。另外,Zn、Y、Sr等元素常被添加到Mg-Ca合金中,以进一步优化合金性能[47-49]

(2) Mg-Zn系合金。Zn在镁合金中的固溶度为6.2%,少量的Zn (<4%)可同时提高镁合金的强度和塑形,但当Zn含量继续增加时,镁合金的耐腐蚀性能会明显下降[50]。在Mg-Zn合金的基础上,常常添加第三种元素如Ca、Mn、Y、Zr等[51-56]。Zhang等[50]发现在Mg-4Zn中加入0.2%的Ca元素后,合金的腐蚀速率下降约1/3,但随着Ca含量的增加,腐蚀速率逐渐增大。少量的Mn、Sr同样可以提高Mg-Zn合金的强度和耐腐蚀性能[53,56]

(3) Mg-RE系合金。稀土元素可提高镁合金的强度和抗蠕变性能。Y、Gd、Dy等元素在镁合金中的固溶度较高(>10%),可避免大量第二相析出引起电偶腐蚀。Liu等[57]研究Y含量对Mg-Y合金腐蚀行为的影响,发现合金在0.1 mol/L NaCl溶液中的腐蚀速率随着Y含量增加而增大,而在0.1 mol/L Na2SO4中腐蚀速率随Y含量(>3%)增大而减小。Zheng等[8]总结各元素对镁合金腐蚀性能的影响,认为Y、Gd、Dy在镁合金中的最佳含量分别为2%、15%和10%。Nd元素在镁合金中的固溶度只有3.6%,在镁合金中易析出第二相,可通过析出强度提高合金强度。同时Nd固溶在镁基体中,可以提高基体的腐蚀电位,减小与第二相的电位差,抑制电偶腐蚀[9,58]

(4) Mg-Sr系合金。Sr的化学性质与Ca相似,可通过固溶强化和析出强化提高镁合金的力学强度。Brar等[53]发现,随着Sr含量增加(0.5%~2.0%),Mg-Sr合金的力学强度逐渐增加,而耐腐蚀性逐渐下降。Bornapour等[59]发现当Sr含量高于1%时,第二相颗粒Mg17Sr2与基体之间会发生严重的电偶腐蚀,导致合金耐腐蚀性能下降。Gu等[60]研究发现,轧制的Mg-2Sr合金具有最佳的力学强度和腐蚀速率,认为Sr含量应小于2%。另外,动物实验结果显示Mg-Sr合金可提高周围骨密度,促进骨形成。

(5) Mg-Si系合金。Si在镁合金中固溶度为0,添加进镁合金会析出Mg2Si相,从而提高镁合金强度。Gu等[61]研究了各种Mg-1X二元合金,发现Si对镁合金的强化效果最好,而Mg-1Si合金的腐蚀速率是纯Mg的3倍。Zhang等[62]在Mg-Si合金中加入Ca和Zn,提高了合金的耐腐蚀性能和力学强度。

(6) Mg-Mn系合金。Mn可提高镁合金的塑性,同时与杂质元素Fe结合,消除Fe的不利影响,提高耐腐蚀性能。常添加第3种合金元素如Zn和Ca[63,64]。Xu等[63]将Mg-1.2Mn-1.0Zn植入到大鼠股骨,15周后观察到良好的骨反应和生物安全性。

(7) Mg-Zr系合金。Zr可以有效地细化镁合金的组织,通常与Zn、Ca或稀土元素一起添加进镁合金。Gu等[61]报道Mg-1Zr合金的强度和延伸率都比纯Mg有明显提高,而腐蚀速率只有纯Mg的一半。Li等[65]发现随着Zr含量增加(1%~5%),Mg-Zr-Sr合金的腐蚀速率逐渐增大。通常来说,医用镁合金中Zr元素含量应低于1%。

4.2 医用镁合金材料表面改性技术

表面改性是提高医用镁合金性能的常用手段。通过在镁合金表面制备一层合适的涂层,不仅可以有效地降低其腐蚀速率,同时还能提高表面的生物相容性。目前常用的医用镁合金表面改性方法有化学转化法、微弧氧化或阳极氧化法、电化学沉积法、仿生沉积法、溶胶-凝胶法、离子注入法,以及应用于高分子涂层的提拉法和旋涂法等。下面分别对各种表面改性方法进行总结。

(1) 化学转化法

化学转化法是通过化学反应在样品表面形成一层膜层,主要包括氟化处理、碱热处理等。氟化处理是将镁合金样品浸泡在40%HF溶液中不同时间,使镁合金表面形成一层致密的MgF2膜层。膜层的厚度取决于浸泡的时间,一般为几个微米。Chiu等[66]将纯Mg在HF溶液中浸泡48 h,表面制备了一层1.5 μm厚的MgF2膜层,电化学测试显示处理后样品的自腐蚀电流密度降低到原来的1/40。Witte等[67]先将LAE442样品浸泡在NaOH溶液中,使表面形成一层Mg(OH)2膜层,再浸泡在HF溶液96 h,转化为厚度为150~200 μm的MgF2膜层。将样品植入大兔子股骨髁,结果显示涂层可一定程度降低镁合金的腐蚀速率,但会加剧局部腐蚀。总的来说,氟化处理工艺简单,成本低,且涂层与基体结合良好。但由于MgF2膜层较薄,其对镁基体的保护效果有限。另外,氟化处理经常作为其它涂层的预处理工艺[68,69]

碱热处理是将样品浸泡在NaOH或NaHCO3等碱性溶液中一段时间,再进行热处理,最后得到几十微米厚的Mg(OH)2、MgO或MgCO3膜层。碱热处理工艺简单,涂层生物相容性较好,能一定程度保护镁合金基体。Gu等[70]将Mg-1Ca分别浸泡在Na2HPO4、Na2CO3 和 NaHCO3溶液中处理24 h,随后在773 K保温12 h。浸泡结果显示,3种处理方法都能明显降低Mg-1Ca的腐蚀速率,腐蚀速率从大到小依次为Na2CO3组>Na2HPO4组>NaHCO3组。

(2) 阳极氧化法和微弧氧化法

阳极氧化是镁合金作为阳极放置在适当的电解液中,通过加载一定的电流在样品表面形成一层氧化膜。微弧氧化(MAO)是阳极氧化法的改进,是在电解液中和一定电压下,镁合金表面弧光放电产生高温使表面形成以氧化物为主的膜层[71]。这2种工艺得到的涂层具有硬度高、结合力良好、生物相容性好等优点。但是该方法工艺复杂,涂层多有缺陷,脆性大,且部分涂层不易降解。Gu等[72]将Mg-1Ca合金进行微弧氧化处理,发现通过改变电压可以调控膜层的厚度和孔隙结构,从而影响样品的腐蚀速率。Gao等[73]在Mg-Zn-Ca合金上通过微弧氧化制备了纳米HA,其结合力比电化学沉积涂层高一倍,可有效降低合金的腐蚀速率。

(3) 电化学沉积法

电化学沉积法是在电场作用下,使溶液中的离子沉积在样品表面。通过改变电流、电压、电解液浓度、pH值等参数,可以调控涂层的厚度和组织。其涂层成分一般为钙磷盐,具有良好的生物相容性,但涂层结合力一般。Wang等[74]通过一种脉冲电沉积法在Mg-Zn-Ca表面制备了缺钙的HA涂层,其涂层结合力明显改善。Song等[75]在Mg-Zn合金上制备了氟化羟基磷灰石(FHA)、HA、透钙磷石(DCPD) 3种涂层,发现FHA和HA的耐蚀性好于DCPD涂层。

(4) 仿生沉积法

仿生沉积法是将镁合金样品浸泡在合适的溶液中,使钙磷盐沉积在样品表面。其工艺简单,生物相容性好,但结合力较差。Keim等[76]和Zhang等[77]分别通过将纯Mg浸泡在模拟体液(SBF)中,在样品表面制备了钙磷盐涂层,结果显示涂层可减缓纯Mg腐蚀并有利于细胞黏附生长。Gray-Munro等[78]认为偏酸性的溶液更适合钙磷盐在镁合金表面沉积。Wang等[79]将AZ31B浸泡在pH值为4的电解液中24 h,成功制备了约20 μm厚的钙磷涂层,且表现出良好的耐蚀性和生物相容性。

(5) 溶胶-凝胶法

溶胶-凝胶法是将胶质溶液作为前驱体,使其在镁合金表面聚合形成三维网状的凝胶,再经过干燥固化最后形成涂层。其涂层生物相容性较好,但结合力一般。Hu等[80]通过溶胶-凝胶法在AZ31镁合金表面制备了一层纳米TiO2涂层,发现涂层颗粒尺寸和降解速率随着固化退火温度升高而增大。Roy等[81]在Mg-4Y样品上通过凝胶-溶胶法制备了约50 μm厚的多孔含Si的钙磷涂层,发现Si可促进HA的结晶。

(6) 离子注入法

离子注入法是将高能离子注入样品表面形成化合物,从而提高表面的硬度、耐磨性、耐腐蚀性等。其涂层厚度一般小于1 µm,与基体结合牢固,且元素可选择,工艺可控。目前常用的元素有Ti、Zn、N、Zr等。Wan等[82]将Zn注入到Mg-Ca合金表面,发现样品表面硬度显著提高,同时腐蚀速率下降。Wu等[83]分别将N和Ti离子注入到AZ31样品表面,发现N处理的样品耐蚀性更好。

(7) 高分子涂层

高分子涂层主要有聚己内酯(PCL)、聚(L-乳酸)(PLLA)、聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)、壳聚糖等。一般采用浸涂提拉法和旋涂法制备。这类涂层一般比较均匀致密,成分厚度可控,并可供后续载药。缺点是降解产物偏酸性易引起炎症,同时涂层耐磨性较差。高分子涂层的质量一般由溶质分子量和溶液浓度决定。Li等[84]通过提拉法在Mg-6Zn样品上制备PLGA涂层,发现在4%溶液中制备的涂层厚度((72±5) µm)远大于在2%溶液中制备的涂层((33±5) µm),但2者的耐腐蚀性相差不大。Wong等[85]采用2种不同浓度的PCL溶液(3.33%和2.5%,质量/体积)通过喷涂法在AZ91合金表面制备了不同孔隙率和孔径的PCL涂层,发现涂层孔隙率越低其耐蚀性越好。

5 上海交通大学在可降解镁合金骨修复材料领域的研究进展

上海交通大学轻合金精密成型国家工程研究中心是我国重要的国家级Mg材料研发基地,近年来在医用镁合金领域取得了可喜的研究成果。其研究人员通过第一性原理计算、分子动力学模拟等高通量计算手段,并结合实验研究,成功设计开发出了一种具有良好的生物相容性、强韧性和较低腐蚀速率的专利医用镁合金Mg-Nd-Zn-Zr系列(Jiao Da Bio-Mg,简称为JDBM)。该合金体系中Nd元素具有良好的析出强化和固溶强化效果,同时可以提高基体电位,弱化基体与第二相之间的电偶腐蚀。Zn是人体必需的微量元素,它在提高合金强度的同时,可促进镁合金非基面滑移发生从而提高塑形。Zr可显著细化组织,提高合金强韧性和耐蚀性[9]。另外,通过对元素含量的微调以及变形工艺的设计,可在一定范围内调整合金的性能,以满足不同的临床需求[86-89]。而骨修复用JDBM合金的屈服强度可达到320~380 MPa,延伸率约为10%,力学性能远高于AZ31及WE43等合金[87,88]。其体外腐蚀速率同样低于AZ31合金,且腐蚀方式为均匀腐蚀[58,90,91]。下面分别就近几年上海交通大学在JDBM医用镁合金涂层制备技术、抗菌功效研究以及产业化进展方面分别进行介绍。

5.1 钙磷盐涂层制备

为了进一步调控JDBM的降解速率并提高生物相容性,研究人员通过化学转化法在JDBM镁合金表面成功研制了一层结合力良好的钙磷涂层(涂层的主要成分为CaHPO42H2O,即透钙磷石,简称DCPD),如图4所示。该涂层厚度为15~20 μm,且可通过改变处理时间进一步调控涂层厚度。研究[92]表明,经过DCPD涂层处理后,JDBM在Hank's溶液中的腐蚀速率由0.54 mm/a降低到0.39 mm/a,耐腐蚀性提高了约30%。尤其是浸泡初期的腐蚀速率大大降低。JDBM镁合金的溶血率由48%下降到0.68%,满足了目前的医疗器械标准要求。同时,DCPD涂层表现出良好的细胞相容性并可诱导成骨细胞分化。

图4   JDBM和JDBM-DCPD样品照片

Fig.4   Optical images of JDBM and JDBM-DCPD samples

研究人员将涂层JDBM镁合金制备成骨板及螺钉,分别植入到兔子胫骨和下颌骨中,以评价其体内降解行为和安全性。

(1) 兔子胫骨内固定模型

研究人员采用新西兰大白兔制作了胫骨干骨折模型,并用JDBM以及JDBM-DCPD骨板骨钉进行内固定,样品和手术过程如图5所示。对照组采用德国正在临床实验的商用镁合金WE43制备的骨板骨钉。手术后所有兔子均能正常进食,未发现明显皮下气体聚集,无明显感染情况。2周后伤口恢复良好,已能正常活动。X射线检查结果显示,JDBM-DCPD在植入初期的降解速率远远低于JDBM和WE43,同时比后2组周围有更多的骨痂,说明JDBM-DCPD有更好的成骨诱导作用。

图5   JDBM和JDBM-DCPD骨板骨钉以及兔子胫骨骨折内固定手术

Fig.5   JDBM and JDBM-DCPD plates and screws (a), and implantation surgery procedure in rabbit tibia (b)

图6是植入兔子胫骨不同时间后JDBM和JDBM-DCPD螺钉的降解形貌[92]。可以看出,在植入8周时,JDBM螺钉已经发生严重降解,只余下螺钉头部一小段。而JDBM-DCPD螺钉只有端部发生了降解,螺纹依然基本完整。术后18周时,JDBM-DCPD螺钉也发生严重降解,端部螺纹已不可分辨,但上半部基本完整。从结果可以看出,JDBM-DCPD螺钉的降解速率大大低于JDBM螺钉,且DCPD涂层可使JDBM螺钉的降解时间延长10周以上[92]

图6   JDBM和JDBM-DCPD螺钉植入兔子胫骨的降解形貌[92]

Fig.6   The images of JDBM and JDBM-DCPD screws after implanted in NZ rabbit tibia for different periods[92]
(a) JDBM screw pre-implantation (b) 8 weeks for JDBM screw (c) 8 weeks for JDBM-DCPD screw (d) 18 weeks for JDBM-DCPD screw

为了评价骨板力学性能随着降解的衰减情况,本课题组在植入4、8、13和18周后将骨板取出,采用四点弯曲法测量其弯曲强度。实验装置如图7a所示,植入不同时间后JDBM、JDBM-DCPD和WE43骨板的力学性能如图7b所示。可以看出,在植入前JDBM和JDBM-DCPD骨板的强度略高于WE43。植入1个月时,JDBM和WE43骨板的强度大大降低,而JDBM-DCPD骨板的强度降低较少。随着植入时间增加,所有组的强度都呈现下降的趋势。植入4个月时,相比于植入前,WE43、JDBM和JDBM-DCPD骨板的强度分别下降了约63%、48%和30%。对比降解速率数据不难发现,降解速率越快机械性能下降越快。DCPD涂层减慢了JDBM的降解速率,从而减慢力学性能的损失,可以更持久地提供支撑功能。

图7   骨板四点弯曲测试装置,及 JDBM、JDBM-DCPD和WE43骨板植入兔子胫骨不同时间后弯曲强度变化

Fig.7   The setup of four point bending test (a), and the residual bending strength of JDBM, JDBM-DCPD and WE43 plates after implanted in rabbit tibia for different period (b)

(2) 兔子下颌骨内固定模型

制作了兔子下颌骨骨折模型,采用JDBM-DCPD螺钉进行内固定(如图8[93])。首先对镁合金螺钉植入后不同时间的血清Mg浓度进行测量,以评价植入物的安全性。在植入1个月时,血清Mg含量明显高于正常范围,说明前期的螺钉降解会引起血清Mg的升高。而在4和7个月时,血清Mg含量已经回归到正常值以内。说明后期随着螺钉降解速率的逐渐减慢,释放的镁离子可以被吸收和代谢。另外将植入18个月后的心脏、肝脏、脾脏、肺、肾脏进行病理学检查,各器官组织都无明显的病理学变化或异常,说明镁合金螺钉不会影响各主要器官功能,具有良好的安全性[93,94]

图8   兔子下颌骨骨折内固定手术[93]

Fig.8   The implantation surgery of JDBM-DCPD screw in rabbit mandible bone[93]

为了评价JDBM-DCPD螺钉在兔子下颌骨的降解速率,在植入1、4、7和18个月时,将兔子采用过量麻醉处死,并将螺钉连同周围骨组织取出,采用Micro-CT扫描观察并进行重构[94]图9是JDBM-DCPD螺钉植入兔子下颌骨后1、4、7和18个月后的降解剩余形貌[94]。可以看出,植入1个月后螺钉开始降解,但形状基本保持完整。植入4个月时,底部一部分螺纹已经完全降解掉,螺钉颈部也发生明显降解,而且螺钉直径变小。植入7个月时,降解量已达到60%左右,螺钉颈部最先发生断裂,螺纹已基本不可见,螺钉头部也严重降解变形,这时候螺钉已不能起到支撑作用。植入18个月时,整个螺钉只剩下中间一小块,其余已完全降解掉,螺钉残余的体积大约为初始体积的10.7%。随着植入时间的延长,可以明显看到螺钉的逐渐降解过程。由于植入前4个月螺钉形状基本完整,所以认为JDBM-DCPD螺钉在兔子下颌骨中至少有4个月的支撑功能。根据植入不同时间的残余体积拟合出降解曲线,外推得出螺钉完全降解时间约为22~23个月。

图9   JDBM-DCPD螺钉植入兔子颌骨后不同时间的降解剩余形貌[94]

Fig.9   The residual volume of JDBM-DCPD screws implanted in NZ rabbit mandible at different time points[94]

图10是JDBM-DCPD螺钉植入18个月后病理学观察[94]。可以看出,在螺钉周围有大量新生骨组织生成,且与螺钉结合紧密,发生了良好的骨融合。

图10   JDBM-DCPD螺钉植入18个月后组织切片观察[94]

Fig.10   Histological images of JDBM-DCPD screw implanted in mandible bone for 18 months[94] (NB—new bone, DP—degradation product, HC—Haversian canal, OB—osteoblast, OC—osteocyte)
(a) an overview (b, c) the peri-implant new bone tissue at screw head and screw thread

5.2 PLA/DCPD复合涂层制备

骨内植入材料除了可以起到固定支撑作用以外,也可通过载药治疗一些疾病如骨质疏松、感染等。Zhang等[95]在JDBM镁合金表面设计制备了一种PLA/DCPD复合涂层,即可根据需要在PLA膜层中加入不同的药物,同时DCPD膜层保证了样品表面的生物活性。研究表明,PLA/DCPD复合涂层可显著降低JDBM的降解速率,同时提高其生物相容性。同时,载药后可避免植入初期药物的突释,保证药物释放速率的均匀可控,延长释药周期(图11[95])。

图11   JDBM表面PLA/DCPD复合涂层的制备及其性能评价[95]

Fig.11   The PLA/DCPD bilayer coating on JDBM and its properties [95]

5.3 JDBM医用镁合金的抗菌功效研究

Qin等[96]研究发现,JDBM医用镁合金具有显著的抗菌功能。他分别采用大肠杆菌、金黄色葡萄球菌和表皮葡萄球菌体外评价了JDBM抗菌作用,发现JDBM可明显抑制细菌的增殖,同时抑制细菌在样品表面的黏附以及细菌生物膜的形成。将金黄色葡萄球菌注入到到大鼠股骨腔中,然后植入JDBM髓内钉,同样观察到明显的抑菌效果。相对于纯Mg,JDBM的抗菌作用更明显,这可能是由于除了Mg2+以及降解微环境呈碱性有利于抑菌作用外,其它合金组元Zn和Zr也都具有抗菌功能。

5.4 产业化进展

为了尽快推动可控降解医用镁合金医疗器械的临床应用,沪创医疗科技(上海)有限公司于2014年成立。公司技术依托于上海交通大学轻合金精密成型国家工程研究中心,在医用Mg材料研发方面拥有丰富的经验和深厚的基础。公司已将JDBM镁合金制备成各种骨内植物器械产品原型(图12),目前正在申请临床实验。

图12   沪创医疗科技(上海)有限公司生产的JDBM骨钉骨板产品原型

Fig.12   JDBM bone plates and screws produced by Shanghai Innovation Medical Technology Co., Ltd.
(a) bone screws (b) DCPD coated screws (c) bone screw and plate system

同时,针对目前我国医用镁合金注册审批方面遇到的问题和困境,沪创医疗科技(上海)有限公司和上海交通大学在2017年3月共同举办了“骨修复用可降解镁合金临床应用与转化”高峰论坛。论坛邀请了国内外医用镁合金学者和相关创新医疗器械审评专家参会,分别就“骨修复用可降解镁合金材料注册检验、临床实验、标准制定”3个方面进行了热烈讨论和交换意见,对推动我国可降解医用镁合金的临床应用进程、促进我国医疗器械创新及产业化进步起到了积极作用。

6 展望

尽管近几年医用镁合金在骨修复领域的研究取得了长足发展和众多成果,但一些基础科学问题仍有待进一步阐明:(1) 镁合金的体内降解机理。人体复杂环境中各种因素如不同的细胞、体液的成分、受力情况等都会影响镁合金的降解行为,只有考察了这些因素的影响,才能最终预测镁合金植入物在人体内的降解情况,才能进一步指导镁合金植入物的设计;(2) 镁合金在体内的吸收代谢途径,尤其是合金元素的代谢机理。这关系到镁合金的生物安全性基础,是临床应用前必须回答的问题。

另外,我国研究学者虽然在可降解医用镁合金领域取得了世界公认的一流成果,但在临床应用与转化方面已经落后于德国和韩国,目前迫切需要加快国内镁合金临床转化进程。这就需要科研人员、政府审评专家以及企业各方的共同合作。相信在不久的将来,我国自主研发的可降解医用镁合金一定能够得到临床广泛推广,造福广大病患者。

The authors have declared that no competing interests exist.


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