骨移植手术是全球临床所有组织移植手术中开展频率最高的手术之一,仅次于临床输血的频率,每年全球在骨科、神经外科、牙科的骨移植手术超过200万例,其中仅在美国就有50万例^[1-4]。在临床上骨缺损非常常见,绝大多数的骨折愈合并不复杂,但5%~10%的病人都会遇到骨折部位的骨缺损或者骨折愈合不良的问题,或者上述2种都会出现^[5]。明显骨缺损或者受伤后的并发症,例如骨延迟愈合、骨不连或者骨连接不正等,都需要骨移植材料来填充缺损部位。此外,骨肿瘤切除后留下的缺损也需要骨移植替代材料的填充^[6]。

骨愈合与软组织的愈合不同,它的愈合是通过新骨的生成完成的。骨修复需要4种必要的因素：(1) 成骨的细胞(成骨细胞、骨祖细胞);(2) 生长因子提供的骨诱导信号;(3) 骨传导的基体;(4) 足够的血运和营养供应。因此,一种理想的骨移植物或者骨替代物应该具有以下的性能：(1)良好的生物相容性,不会引起有害的免疫性反应;(2)骨传导能力,能够提供新骨生长爬行的支架结构,并且利于毛细血管的长入,提供骨重建的血运;(3)骨诱导能力,能够激活骨祖细胞,并刺激其分化成为成骨细胞,进而形成新骨;(4)良好的成骨性能,自身包含可以促进骨生成的骨祖细胞或者成骨细胞^[7]。

近年来,骨修复替代材料的应用不断增多,尤其是在肿瘤手术、外创伤、修订假肢手术上以及脊柱手术上^[8]。骨移植替代物填充骨缺损空洞并且提供一定的支撑,加强对缺损处的修复作用进而促进骨愈合,手术过程中则需要根据临床需求(更多的结构上支撑或者更强的成骨功能)来选择合适的骨修复替代物,同时还要考虑填充物的体积、受植体缺损类型以及相关的费用等因素^[2]。

自体骨移植一直被认为是骨缺损修复的“金标准”。从上世纪开始,异种骨、异体骨的移植也发展起来,然而与自体骨相比应用效果较差。但是自体骨移植存在的骨来源、取骨区并发症等问题使其应用受到局限。因此在20世纪的下半叶,随着人们对骨愈合生物机制的理解及技术的不断进步,一些骨移植替代物逐渐发展起来,并在临床骨科手术中得以应用^[9]。本文分析了骨缺损修复材料的现状及临床应用局限,总结了近年来针对可降解镁合金作为骨替代材料的体内、体外研究结果,探讨其成为新一代骨修复材料的可能性。

1 骨修复材料与临床应用

1.1 骨移植材料

骨移植被定义为施体骨组织与受体形成的新骨之间的包络和交错结合的过程^[10]。这个过程由多个步骤串联组成：最初,骨移植物会产生一个相应导致炎症细胞的积累,然后宿主的间充质干细胞向骨填充部位转移,因此原始的宿主细胞分化成软骨细胞以及成骨细胞,这个过程是在多种多样的骨诱导因素下进行的。骨移植物的血管再生、坏死以及骨移植物的完全吸收的过程也同时发生。最终,成骨细胞在骨移植物的三维框架上产生骨,随后的力学刺激促进骨重建^[11,12]。

骨移植材料包括自体骨、异体骨以及异种骨。自体骨是从患者的髂骨、腓骨、下颌骨、肋骨,甚至部分头盖骨等非必要的骨头上获得移植骨。自体骨具有所有成骨所必要的性能,具有骨诱导性和骨传导性,带有生长因子及成骨细胞,并且不会带来免疫及相关感染的风险。其虽被认为是骨缺损修复的“金标准”,但供骨部位的术后疼痛,取骨区并发症,造成植入部位血运不足、血肿、感染、神经血管损伤等问题仍是自体移植骨的固有缺点^[13]。

异体骨来源于骨库,具有骨传导作用及较弱的骨诱导作用。同种异体骨一般需要灭菌,而灭菌后会杀死表面的生物因子,而且对强度造成损害。因此,其繁琐的组织获得与处理过程及相关成本、冷冻干燥和辐射后力学支撑能力下降、有限制的骨诱导作用以及感染风险等问题,限制了异体骨植入物在临床上的应用^[9]。

异种骨移植物是从动物体内获得,例如脱钙或者脱蛋白的牛骨或者猪骨。异种骨易获得,具有骨传导性和较好的力学性能,且成本低^[9]。但其临床结果并不像研究者们报道的那么好,目前异种骨的临床应用很少。有报道称异种骨在臀部手术的应用中,25%的患者出现伪感染并发症^[14]。

1.2 骨移植替代材料

骨移植替代物可以定义为一种合成的无机或有机结合体,它可以替代自体骨或者异体骨来治疗骨缺损。在过去的50多年中,已经有大量的骨移植替代材料应用在临床,骨移植替代材料可以分为5大类^[15]。

(1) 陶瓷基骨移植替代物。有CaSO₄、Ca₃(PO₄)₂、钙胶原蛋白、可注射钙磷骨水泥、生物活性玻璃等,这些材料单独使用或混合使用。如：Osteoset是一种由CaSO₄/Ca₃(PO₄)₂粉体和羟基乙酸钠溶液混合得到的骨移植替代物颗粒。

(2) 高分子基骨移植替代物。包括可降解和不可降解高分子材料,单独使用或者与其它骨移植材料结合使用。如：Cortoss是一种用于椎体成形术的可注射且不降解生物活性复合材料。

(3) 基于细胞的骨移植替代物。单独利用细胞

来产生新的组织或者将细胞种植在可支撑的支架上,如：间充质干细胞。

(4) 基于生长因子的骨移植替代物。是自然的或者重组后的生长因子,单独使用或与其它材料结合使用,例如：转化生长因子-β (TGF-beta)、骨形态发生蛋白(BMP)。

(5) 基于聚合物的骨移植替代物。多种海洋生物材料也被用作骨移植替代材料,包括珊瑚、壳聚糖等。

陶瓷基的骨移植替代材料中以钙磷为基的替代材料,如羟基磷灰石(HA)、β-磷酸三钙(β-TCP)以及生物活性玻璃,实际上已经在临床上应用相当长的时间了。陶瓷基与高分子基骨移植替代物均为人工合成骨修复材料,但目前为止,人工合成骨修复材料最多只具备生物相容性和骨传导能力,还无法满足理想的骨修复材料的全部性能。此外,人工合成骨修复材料应用时仍存在很多问题,例如吸收速率较低或者不可预测(如HA、生物活性玻璃),只能提供短期的结构支撑而不可用在承重骨处的骨缺损治疗(如HA、β-TCP),以及偶尔的炎症异物反应导致不理想的临床结果(如CaSO₄、可降解高分子材料)^[6]。

为了克服人工合成骨替代材料不具备骨诱导能力及成骨能力的局限,很多人尝试研究基于生长因子的复合骨,并在临床上进行实验观察。体内及体外实验均表明,带有生长因子的复合材料可以促进骨生长、胶原合成以及骨折的修复^[15]。然而,现仅有2 种骨形态发生蛋白在欧洲和美国得到批准并准许在临床上应用,即BMP2及BMP7^[9],但其在椎体融合术中仍出现一定程度的并发症和不良反应^[16]。而基于细胞移植的复合骨主要是利用移植间充质干细胞分化为成骨细胞,进而形成骨组织,然而干细胞的提取分离、扩增以及数量的确定等都成为其临床应用的巨大挑战^[15]。

综上所述,目前临床应用以及处于研究阶段的骨修复材料都因为存在各自的缺点及挑战而不能成为理想的骨移植替代材料。因此,研究发展新一代骨缺损修复材料来满足逐年增长的骨移植手术需求迫在眉睫。

2 可降解镁基金属的骨修复功能研究

生物可降解镁基金属由于其在人体环境中可降解(吸收)特性在近年来受到了人们的特别关注。研究者们巧妙地利用镁基金属(纯Mg及镁合金)在人体环境中易发生腐蚀(降解)的材料特点,实现金属植入物在体内逐渐降解直至最终消失的医学临床目的,有望成为新一代骨科植入材料。半个多世纪前,镁基金属材料已被发现具有明显的成骨效应,但由于当时材料制备的水平有限,而没有进一步应用于临床。

近些年来,镁基金属材料在骨科应用研究中表现出优异的综合性能,重新进入人们的视线。Mg相对于标准氢电极的标准电位为-2.372 V,正是由于Mg具有如此低的标准电极电位才赋予它在人体环境中易于腐蚀进而降解的特性。Mg在降解过程中产生Mg(OH)₂及H₂^[17],中间产物Mg(OH)₂会通过与Cl^-发生反应而被吸收或者被代谢掉,也可能被巨噬细胞所吞噬^[18,19]。镁合金具有良好的力学性能,与生物陶瓷相比具有更高的力学强度;与现在临床上应用的惰性金属相比,具有更低且更接近于人体皮质骨的弹性模量(37.5~65.0 GPa),因此能够很好地减轻应力屏蔽及骨溶解的问题^[20]。 Liu等^[21]将纯Mg及镁合金的抗压强度与现有商业化产品HA (Pro-Osteon^®)、Ca₃(PO₄)₂ (ChronOS^®)和CaSO₄ (Osteoset^®)等进行了对比,如图1^[21]所示,镁合金的抗压强度(260~310 MPa)与人体的皮质骨抗压强度(290 MPa)非常接近,显著高于目前的商业化骨修复材料。

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图1   不同骨修复材料的抗压强度及与人体骨骼力学性能对比^[21]

Fig.1   The comparison of compressive strength for natural bone, commercial bone-grafting products and magnesium-based metals^[21]

另外,Mg是维持人体生命活动的必需元素,约占人体总重量的0.05%,其中一半以上存在于骨骼中。人体内含有丰富的Mg²⁺,其中约65%以游离态Mg²⁺形式存在,约15%以磷酸盐、碳酸盐、柠檬酸盐及草酸盐等形式存在,约20%以与蛋白结合的形式存在。Mg参与体内一系列新陈代谢过程,是体内300多种酶的重要组成部分,还与骨骼、神经、肌肉及心脏功能关系密切^[22]。大量的体内体外实验已经证明,Mg具有良好的生物相容性及生物安全性^[23-25]。

对于骨修复替代物而言,只满足生物安全性的要求还远远不够,在此基础上还需要满足有效性要求,正如上面提到的,镁基金属是否能具备成骨能力、骨引导、骨诱导的能力才是衡量其最终能否成为骨缺损修复的理想替代材料的关键。

2.1 促进成骨

Zhang等 ^[26]将直径4.5 mm、长10 mm 的Mg-6Zn合金圆棒材植入新西兰白兔股骨干处,植入6和18周后在苏木精-伊红(HE)染色的切片中可以清晰地看到成熟的骨小梁结构及成骨细胞的分布,如图2a^[26]中黑色箭头所示,并且发现有新生骨生成,如图2b^[26]中黑色箭头所示,表明在镁合金降解过程中,股骨的缺损逐渐愈合。

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图2   Mg-6Zn合金棒植入动物体内6和18周后周围组织切片的HE染色^[26]

Fig.2   HE stained bone surrounding Mg-6Zn rods for 6 weeks (a) and 18 weeks (b) post-implantation^[26]

Zhang 等^[27]在小型猪的胫骨平台外侧造成一个临界缺损(长20 mm、宽10 mm、深10 mm),将微弧氧化处理后的ZK60镁合金植入缺损内部,以CaSO₄产品(Osteoset^®)作为对照组,利用Micro-CT三维重建后观察发现(图3^[27]),填充镁合金的缺损位置在最初的2个月修复了12 mm,在第4个月修复了5 mm,且新生骨保持良好的形态,然而CaSO₄填充缺损处的骨修复效果较差,新生骨形态发生异常塌陷,显示镁合金比传统CaSO₄修复材料具有更好的骨修复能力及生物力学优势。

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图3   镁合金组和CaSO₄ 组植入2和4个月后骨缺损处的CT三维重建^[27]

Fig.3   CT reconstructions (3-D display) of the bone defects: Mg alloy after 2 months (a) and 4 months (c); CaSO₄ after 2 months (b) and 4 months (d)^[27]

Witte等^[28]将多孔的AZ91D镁合金植入兔子股骨髁部,3个月及6个月时发现,随着多孔Mg支架的降解,在镁合金支架周围有大量成熟骨形成,说明镁合金支架植入促进了其周围的骨重建过程。

很多研究通过不同的动物实验模型,利用CT、荧光成像分析、组织学分析等手段,充分证明了镁基金属促进成骨的优势。如今普遍接受的镁基金属促进成骨的机制有以下几种：

(1) Mg²⁺诱发骨膜响应,促进皮质骨外围的新骨形成

最新的研究结果发现,镁基金属释放出的Mg²⁺在骨膜部位刺激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(CGRP),骨膜内增多的CGRP进一步促进骨膜内干细胞的成骨分化,最后在骨膜部位形成大量的新骨,如图4^[29]所示。

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图4   植入物释放的Mg²⁺诱导骨膜来源干细胞(PDSC)成骨分化的机制图^[29]

Fig.4   Schematic diagram shows osteogenic differentiation of periosteum-dirved stem cells (PDSC) induced by implant-derived Mg^{2+ [29]}

(2) Mg促进成骨相关细胞的增殖与分化

镁基金属可促进前成骨细胞增殖、分化以及黏附能力^[30],镁基金属浸提液显著抑制破骨细胞的形成和破骨细胞的骨吸收功能^[31],这可能是其降解时产生的Mg²⁺与成骨细胞或破骨细胞的胞膜表面整合素受体相互作用的结果^[32]。环境中适当的Mg²⁺能够增加成骨细胞的活性并促进新骨的形成,然而过量的Mg²⁺会抑制新骨的形成并可能对成骨细胞产生毒性作用^[33]。

(3) Mg上调成骨标志物的表达

镁基金属浸提液培养与细胞直接共培养时,发现成骨细胞中的骨形态发生蛋白(BMP-2)、碱性磷酸酶活性(ALP)等都有升高,而参与骨重建过程的骨桥蛋白(OPN)以及骨钙素(OC)等基因也有较高的表达^[34,35]。

(4) Mg对成骨相关信号通路的影响

Mg对破骨细胞分化的信号通路有重要调节作用。RANK/RANKL-NFATκB通路是与骨吸收有关的经典通路,该通路会诱导NFATc1的表达,上调破骨相关基因及蛋白的表达最终发生骨吸收。而镁基金属浸提液的低浓度和高浓度Mg²⁺可阻断骨髓巨噬细胞(BMMs)中NFATκB对NFATc1的诱导作用,从而抑制骨吸收^[36]。

2.2 骨传导作用

Castellani等^[37]将新型可降解镁合金Mg-Y-Nd-HRE (以WE43为基础)与现在临床使用的Ti-6Al-7Nd合金分别植入72只5周大小的雄性斯普拉-道来大鼠的股骨内,植入4、12和24周后,利用Micro-CT观察骨结合情况,并采用推出实验测量骨-植入体的界面强度。结果表明,可降解镁合金的骨移植界面强度远高于钛合金,同时镁合金移植物与周围骨界面之间更加紧密。由组织学截面图(图5^[37])可以看到,所有镁合金均表现为与周围骨直接接触,无纤维组织层生成,且骨体积/组织体积比高于钛合金组,因此可降解镁合金具有比临床用钛合金更为优越的骨移植界面强度和骨整合能力,展现了镁合金优异的骨传导性能。

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图5   组织学观察(利用Laczkó-Lévai方法染色,染色后粉色处为硬骨质,蓝色处为软骨,灰色处为纤维组织)^[37]

Fig.5   Histological work-up of the specimens (The figure gives an example of ultrathin grindings stained according to the Laczkó-Lévai staining technique, showing pink-staining bone, blue-staining cartilage and grey-staining fibrous tissue)^[37]

Lindtner等^[38]使用类似的方法将可降解镁合金Mg-Y-Nd-RE和自增强高分子聚合物聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)进行比较,同样植入到大鼠的大腿骨内。结果表明,可降解镁合金表现出比PLGA更为优异的骨移植界面强度,且在移植处周围有较高的骨量。

然而镁合金的降解情况对发挥其骨传导作用有一定影响。Kraus等^[39]分别将耐蚀性较差的ZX50合金以及耐蚀性较好的WZ21合金横穿植入大鼠股骨髓腔内,如图6^[39]所示。植入4周后发现,ZX50降解过程中产生的气泡影响骨向植入体的贴合能力,而WZ21表面有较多的新骨贴附,表现出更好的骨传导能力。但ZX50产生的过量的气泡带来的有害影响并不是持续的,当合金快速降解后,骨干发生重建,皮质骨愈合。

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图6   利用Levai-Laczko染色后的植入物处的组织切片观察 ^[39]

Fig.6   Histological thin slides of ZX50 (a, c, e, g) and WZ21 (b, d, f, h) pins in a Levai-Laczko staining^[39]

血管化可为骨组织内部提供充足的养分,会加快骨组织的修复过程。Liu等^[40]近期在Mg-Cu合金的生物功能化研究中证实,在Mg中加入少量Cu元素后,可使镁合金的血管化能力明显提高,进而会有利于镁合金发挥骨传导作用,从而加速骨整合过程。

2.3 骨诱导作用

对于骨修复材料的骨诱导作用是指其可以诱发不存在活骨的部位生成新生骨(de novo bone),例如将材料植入到非骨组织中后,如果非骨组织中有成骨现象,则说明其具有骨诱导作用^[41]。

Burmester等^[30]将骨原细胞(前成骨细胞)在纯Mg浸提液中培养及直接与Mg共培养的方法来评价Mg的骨诱导作用。结果发现,在Mg浸提液中,前成骨细胞发生增殖,且细胞尺寸增大,表现出早期分化的能力,黏附能力增强,同时骨诱导基因发生表达。因此,体外细胞实验证明Mg具有较好的骨诱导性能。

黄晶晶等^[42]将Mg块植入大鼠背部脊柱两侧,在1和3周时植入物周围均发现有Ca、P元素的存在,可以说明植入期间Mg周围形成了类骨质。

Reifenrath等^[43]将直径0.4 mm、长10 mm的Mg丝植入到大鼠的尾部静脉中,以相同尺寸的钛合金丝和葡糖酸酯丝作为对照,植入2周后在Mg植入物周围首先发现有Ca、P的沉积,这与黄晶晶等^[42]的研究结果相符合。然而直至32周,在Mg植入物的周围仍没有发现成骨,但相对于钛合金及葡糖酸酯植入物,Mg植入物周围表现出较少的炎症反应及纤维化现象。

2.4 抗菌

以上这些功能的实现均需建立在植入部位不发生感染的基础上,若植入部位受到细菌的感染,会导致骨缺损处无法提供充足的血液供给,形成死骨,影响植入物周围的新骨形成及血管化进程。例如慢性骨髓炎是由于骨组织的感染和炎症引起的疾病,临床上治疗的方法一般是对患处进行清创手术,由清创而留下的骨缺损则需要骨修复替代物填充,能否将坏死创口清理干净则是手术成功的关键。骨缺损处发生细菌感染而导致手术失败是临床常见问题,因此若植入的骨修复材料自身具有杀菌功能则会大大降低创口感染的风险。

有研究^[44]表明,镁合金在体液环境中降解产生的高碱性环境能够破坏细菌的生存条件,抑制细菌生长繁殖,从而起到杀灭细菌的作用。Liu等^[40]将金黄色葡萄球菌(S.aureus)在37 ℃条件下分别与Mg-Sr合金和纯Mg共培养6 、12 和24 h,同时以CaSO₄、HA和β-TCP 3种临床上广泛使用的骨移植替代材料作为对照,发现CaSO₄、HA和β-TCP并不具备杀菌功能,而24 h后纯Mg和Mg-Sr合金组的菌落数为零,表现出优异的杀菌功能,如图7^[40]所示。正常情况下适于细菌生长环境的pH值介于6.0~8.0之间,能为保持细菌胞质蛋白结构完整性及生理功能的正常发挥提供最适宜条件。当周围环境过酸或过碱时,均不利于细菌的生长繁殖^[45],因此镁基金属恰恰利用其降解产生碱性环境这一特性起到抗菌的生物医学功能。

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图7   金黄色葡萄球菌(S.aureus)在37 ℃条件下分别与不同材料(Mg、Mg-Sr、316L SS)及现有骨修复材料(CaSO₄、HA、β-TCP)共培养24 h后剩余菌落数结果^[40]

Fig.7   The colony-forming unit (CFU)/mL of S. aureus suspension after incubation with different samples^[40]

新近发展的可降解Mg-Cu合金同时利用了合金降解产生的碱性环境和微量Cu²⁺溶出的双重抗菌作用^[40]。Li等^[46]针对骨髓炎的治疗,研究了Mg-Cu合金对耐甲氧西林金黄色葡萄球菌、表皮葡萄球菌和大肠杆菌的体外抗菌性能,发现 Mg-0.1Cu和Mg-0.25Cu合金能够显著抑制细菌生物膜的形成,具有较高的抑菌效率,并且能够显著下调细菌生物膜毒性和抗生素耐药相关基因的表达。进一步以耐甲氧西林金黄色葡萄球菌(MASA)为病原菌建立兔胫骨骨髓炎动物模型,将Mg-0.25Cu髓内针置入患肢髓腔,结果表明,其能够有效治疗兔胫骨骨髓炎,同时修复感染造成的骨组织缺损,无明显局部或全身副作用,在器官和组织中无明显的金属离子蓄积。体外及体内的相关实验均证明了镁合金的抗菌生物功能,对有效降低骨缺损修复过程中的感染发生率具有十分重要的意义。

2.5 抗肿瘤

骨肿瘤是发生于骨骼或其附属组织的一类肿瘤,有良性和恶性之分,但它们都会使骨质变弱从而导致骨折或者其它问题发生。对于骨肿瘤的治疗较常见的方法是肿瘤剔除填充术,完整的切除肿瘤并且利用自体骨或者人工骨填充骨缺损部位。然而骨肿瘤复发是术后常见的疾病,其中一个主要的原因是肿瘤切除不彻底,存在残余肿瘤细胞,因此骨肿瘤切除后的缺损填充物材料若自身具有抗肿瘤功能则是非常理想的。

最近一些研究者试图利用镁基金属来解决这一临床挑战,初步的尝试已证明镁基金属降解产生的抗肿瘤生物功能,并提出了不同的机制。Zhang等^[47]将纯Mg和骨肿瘤细胞U2-OS共培养,以纯Ti作为对照组,结果表明纯Mg组明显抑制了肿瘤细胞的增殖,显示出很低的细胞存活率(10%左右)。研究证明,纯Mg浸泡后产生的碱性环境(pH=9.8)是引起肿瘤细胞凋亡的主要原因,因此镁基金属的降解具有抗肿瘤的生物功能。

另一种机制与体内的氧化应激有关。氧化应激是肿瘤发生的特征,它是由于自由基在体内过量产生而导致的^[48],这些自由基对于肿瘤的复发以及扩散具有至关重要的作用^[49]。因此抑制肿瘤的一个重要途径就是消除多余的自由基。研究^[50]表明,H₂作为一种选择性的抗氧化剂,可以有效地消除自由基,而镁基金属作为骨修复替代物在体内的降解过程中刚好会产生大量H₂。Ma等^[51]研究了由镁合金释放出的H₂引入Fenton 反应系统以及骨肿瘤细胞共培养来测定H₂对自由基的消除能力,并采用通过镁合金表面改性来控制H₂的释放量。结果表明,由镁合金释放产生的H₂既可以消除Fenton 反应系统中的自由基,对骨肿瘤细胞中的自由基也有消除作用,如图8^[51]所示,其对自由基的消除效应与H₂的释放速率成一定比例关系。

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图8   纯Mg以及表面改性后的纯Mg样品在SBF溶液中浸泡后的H₂释放量,不同系统中羟基浓度的吸光度(OD)值大小,将纯Mg与表面改性后纯Mg与MG63共培养4、6、8 h后自由基浓度的OD值^[51]

Fig.8   The hydrogen release volumes of P-Mg and AH-Mg samples as a function of the immersion time in SBF (a), the OD values of hydroxyl radical concentration in different systems (b), the relative optical dersity (OD) values of free radicals concentration in MG63 cultured on P-Mg and AH-Mg samples for 4, 6, and 8 h (c)^[51]

3 总结与展望

理想的骨移植材料的4个必要条件是生物相容性、骨传导性、骨诱导性、自身成骨性能。自体骨由于满足上述条件而被视为金标准,但仍存在一定的局限性,而目前临床应用的人工骨移植替代材料一般不具备骨诱导性和自身成骨性能。近些年来由于骨移植手术的增多以及对理想的骨移植材料的需求,众多材料和医学研究者都在试图开发新型的人工骨移植替代材料。已经有大量研究报道证明镁基金属具有良好的生物相容性和骨传导作用,可促进新骨生成,并具备临床常用骨修复材料不具备的抗菌、抗肿瘤等独特优势,因此其具有成为新一代骨修复植入材料的优势,然而仍然需要更加系统和深入的研究来评估其实际临床应用的可行性。

骨诱导能力是理想骨修复材料必备的重要性能,但现有的骨修复替代材料都不具备骨诱导性。目前为止,对镁基金属的研究发现,其骨诱导能力只在体外细胞实验中得到验证,而体内动物实验的异位植入还未发现诱导成骨发生,因此镁基金属是否具备骨诱导作用仍存在争议,且需要大量的体内实验进一步验证。

可降解镁基金属在生理环境中降解速率的可控性也是其作为骨修复材料需要解决的重要问题。目前认为镁基金属在体内环境中降解速率过快产生的过高碱性环境会造成局部毒性而影响新骨形成,因此研究者们通过提高材料纯度、合金化、表面改性等方法来提高镁基金属的耐蚀性,期望其降解速率能与骨重建速率相匹配。组织工程为骨组织修复提供了新途径,具有降解特性和良好力学性能的镁基金属有望作为一种骨组织工程支架材料,已有人进行研究探索,但多孔镁基金属支架的制备是一个需要解决的关键技术问题。目前虽然有大量体外及动物体内实验研究表明镁基金属是极具潜力的新型骨修复替代材料,但相关临床研究极少,镁基金属的体内成骨机制还需要进一步的探索。

The authors have declared that no competing interests exist.