林潇
LIN Xiao
中图分类号: R318.08
文章编号: 0412-1961(2017)10-1284-19
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收稿日期: 2017-07-4
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 林 潇,男,1987年生,讲师,博士
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摘要
材料的成骨性能(即材料表面或周围促进新骨生成的性能)一直以来是大部分骨科植入性医疗器械的首要临床要求。近年来,材料的抗感染或者抗菌性能(尤其是不依赖抗生素的抗感染或者抗菌性能)逐渐成为骨科植入物的另一重要临床要求。因此,开发同时具有成骨和抗感染性能的生物材料对于骨科临床具有重要意义。医用金属材料在骨科植入物中占有重要地位,但兼具这2种性能的金属材料在以往的临床实践或基础研究中都极为少见,最近才得以广泛研究。本文综述了同时具有成骨和抗感染性能的新型医用金属材料的研究进展,介绍相关金属材料以及金属材料表面改性的研究成果,并对材料兼具成骨和抗感染的机理进行分析讨论,提出此类新型医用金属材料的研究展望。
关键词：
Abstract
Osteogenic capacity (i.e., properties that promote new bone formation around the implant) has long been a clinical requirement for most orthopedic implants. Recently, anti-infection or antibacterial property has increasingly become critical for orthopedic implants (especially without the use of antibiotics). Orthopedic implant materials with simultaneous osteogenic and anti-infection capacities are extremely promising for orthopedic applications, but such materials are not widely available to date and have only recently been researched. In this review article, the advances in metallic biomaterials with both osteogenic and anti-infection capacities were introduced considering of the wide application of metallic biomaterials in orthopedics. Firstly, numerous attractive metal formulations that exhibit both osteogenic and anti-infection capacities as well as surface modification strategies that enhance such capacities are introduced. Secondly, several possible mechanisms underlying the osteogenic and anti-infection properties are discussed. Finally, an outlook of this field is proposed.
Keywords：
在过去几十年中,伴随社会现代化飞速发展的进程,创伤、骨质疏松症、骨癌、骨关节病、脊柱疾病的病患数量以及整形手术量迅速增加,对于骨科植入物和植入性医疗器械的需求呈现爆炸式增长。预计到2030年,美国髋关节置换总数将比2007年增加174% (达到57.2万例),美国全膝关节置换术的数量将同比增长673% (达到348万例)[1]。根据ORTHOWORLD® (https://www.orthoworld.com)的统计,2014年全球骨科植入材料的销售额为455亿美元,预计在2015年至2020年间,该市场将保持每年3%的增长。在快速增长的临床需求牵引下,目前骨科植入材料的研究主要集中在优化和改善材料的力学和生物相容性,以及优化材料的成骨性能(即促进植入物周围的新骨形成的能力),迄今已经开发了大量能够改善骨科植入材料成骨性能的材料制备及表面修饰方法。
随着临床实践的深入,最近对植入物周围感染的关注持续增加。已有调查显示骨科植入物(例如关节假体和骨折固定装置)的平均感染率高达2%~5%[2],而植入物周围发生感染的实际病例数量可能远高于这个比率。由于抗生素治疗对于植入物感染的效果不佳,治疗不当还可能会导致植入物失效或控制感染的失败,严重时甚至导致患者死亡。因此植入引发的感染已经成为植入物最严重的并发症之一[3,4]。同时,植入物感染的治疗花费巨大,经统计,在美国人工关节置换术后感染的治疗平均每次要花费5万美元[5]。此外,尽管使用抗生素已经成为骨科植入手术中降低感染率的常规程序,但全身或局部施用抗生素仍可能会导致重要器官(如肾脏和肝脏)的并发症。更严重的是,由于抗生素的大量使用,微生物的耐药性问题已经成为难以逆转的普遍危害,这也成了植入物感染防治的最棘手问题之一[6]。这些临床困境使开发自身具有抗感染能力(不依赖抗生素)的植入性材料成为迫切需求。
由于其优异的力学性能,医用金属材料在骨科植入物中扮演了极其重要的角色,因此开发新型的医用金属材料,使之具有成骨作用的同时可以抑制细菌附着、减少生物膜的形成具有重要意义。此类兼具成骨和抗感染性能的医用金属材料使骨科植入器械在加速骨性结合的同时降低感染风险,不但具有更好的治疗效果,还能解决术后抗生素治疗带来的微生物抗药性等顽固问题。近年来,此领域的研究增长迅速,研究成果的临床应用前景也十分广阔,成为了骨科植入材料重要的发展方向之一,吸引了横跨材料科学、生物学和临床医学的研究人员开展研究[7]。迄今为止,这一新兴领域的研究已经初具规模,呈现出2种不同的趋势和思路：一是通过合金化开发了多种本体具备成骨和抗感染潜能的新型医用金属材料,二是通过对已有医用金属材料的表面处理获得了这些性能。但目前对于兼具成骨和抗感染性能的医用金属材料的研究仍处于初步阶段,例如,对于材料既能成骨又能抗感染的机制仍未完全清楚;更重要的是,这些材料尚未应用于人体,其在体内可能的短期以及长期效果和潜在的风险仍然未知。鉴于这种机遇与挑战并存的现实,本文将介绍当前兼具成骨和抗感染性能的医用金属材料的研究和开发现状,并讨论影响金属材料成骨和抗感染性能的多个因素和可能的机制,以及其潜在的问题和未来的发展方向。
由创伤、肌骨系统退行性病变和肿瘤等因素导致的骨骼损伤或退变往往不能自我修复,需要植入材料或器械到病变部位,对病变部位进行结构替代或在修复过程借助植入物进行临时置换,以发挥力学支撑作用或者其它功能。骨科植入物一般需要具有不低于骨组织的力学性能,因此金属材料在骨科植入物中的应用具有先天优势。目前在骨科临床中应用的金属材料主要包括不锈钢、钛合金、Co-Cr合金、锆基合金。此外,镁合金和锌合金作为一类体内可降解的金属材料正在成为研究的热点。
根据材料的力学特点、耐磨性、耐蚀性以及骨整合性能,各类金属材料在骨科临床中具有不同的应用潜力。不锈钢价格相对便宜,原料易得,加工性能优越,生物相容性好以及力学性能优异。因此目前相当数量的骨折内固定器械由不锈钢制成,种类涵盖了骨钉、骨板、线、钉针以及髓内钉和髓内棒等。钛合金是目前在骨科临床中应用最为广泛的金属材料,这得益于其优异的综合性能,如高强度、低密度、耐蚀性、生物相容性、相对更接近于自然骨的弹性模量、以及优异的骨整合性能。应用种类包括颅面部植入物,髋关节、膝关节、肩关节、肘关节和踝关节等关节假体的部件,骨折内固定器械以及椎间融合器和椎弓根固定钉棒等。钴铬合金则具有高强度和极佳的耐蚀性,光滑的钴铬合金具有优异的耐磨性。因此,钴铬合金广泛用于膝和髋关节置换假体中,特别是用于关节头和关节窝假体,以及作为关节摩擦面材料。此外,钴铬合金还用于制备与骨接触的胫骨托盘和关节杯,最近用于脊柱固定和融合器械中。而锆基合金的一个重要优势是其磁化率较低,这利于病人进行核磁共振的检查。镁合金是目前受到关注最多的一类可降解金属材料(其它降解金属材料包括铁合金和锌合金),大量实验已经显示其优异的骨组织相容性以及生物安全性。镁合金弹性模量相对于上述几种合金材料更接近于骨组织,但其力学强度也相对较低。因此,镁合金在骨科中的潜在应用主要集中在非承重骨的固定、骨缺损填充以及骨组织工程支架。目前已经有临床实验显示了镁合金良好的应用前景。铁合金和锌合金作为可降解医用金属材料的研究相对镁合金起步较晚,目前研究结果较少,其临床应用前景有待进一步揭示。
在长期的实验研究或临床使用过程中,上述金属材料基本不具备有效的抗感染能力,因此存在较高的术后感染风险。目前,整体或表面抗感染的金属材料正在成为医用金属材料研究的一个新热点。迄今为止,一般采用2种思路制备兼具成骨和抗感染能力的医用金属材料：一是通过对金属材料的合金成分进行设计,添加具有成骨和抗感染功能的合金元素,使材料本体具有成骨和抗感染作用;二是对材料进行表面物理化学改性,使金属材料表面具备成骨和抗感染能力。理论上讲,对于不可降解医用金属材料,2种方法均有效;而对于可降解医用金属材料,伴随材料逐渐降解,表面改性的效果将逐渐丧失。因此,由这2种思路所制备的材料其在临床应用中的适用条件和范围会有很大不同。
表1[8-23]列出了多种同时具有成骨和抗感染性能的新型医用金属材料,包括可生物降解和不可生物降解的材料,由于力学性能差异较大,应用的方向有很大差异,包括骨折内固定、骨缺损的修复和人工关节置换等。近年来,中国科学院金属研究所杨柯、北京大学郑玉峰、东北大学张二林等课题组在抗感染医用金属材料开发方面做了大量工作,通过合金成分设计开发出多种兼具成骨和抗感染性能的新型医用金属材料,以下将分类介绍。
表1 兼具成骨和抗感染性能的医用金属材料[
Table 1 Novel metallic biomaterials with osteogenic and antibacterial properties[
| Material | Composition | Toxicity | Biodegradability | Mechanical properties | |||||
|---|---|---|---|---|---|---|---|---|---|
| Hardness HV | Test mode | E GPa | YS MPa | US MPa | EL % | ||||
| Ti-Cu alloy[8,9] | Ti-5%Cu (mass fraction) | N | N | 369.5 | C | 1247.0 | 1707.9 | 15 | |
| Ti-Nb-Ag alloy[10] | Ti26Nb5Ag (atom fraction / %) | NA | N | 514 | C | 1240.5 | 5.4 | ||
| Ti-Ag as cast[11,12] | Ti-20Ag | NA | N | 250 | T | 400 | 550 | 19 | |
| SUS 304-Cu SS[13] | 304SS containing 1.5%~5.5% Cu (mass fraction) | NA | N | 240~270 | T | 570~625 | |||
| Co-Cr-Mo-Cu[14] | Co-Cr-Mo with 1%~4% Cu (mass fraction) | NA | N | 274~298 | T | 310~440 | 447~620 | 10.7~18.5 | |
| Pure Mg as cast[15,16] | 99.9%Mg (mass fraction) | Negligible | Y | 26 | T | 45 | 49 | 93 | 3 |
| Mg-Ag alloy[17] | Mg-2%Ag (mass fraction) | Negligible | Y | 40.1 | C | 44 | 225 | ||
| Mg-Cu alloy as cast[18] | Mg-0.03%Cu (mass fraction) | N | Y | 32 | T | 80 | |||
| Mg-Nd-Zn-Zr alloy[19-21] | Mg-3.130Nd- 0.164Zn-0.413Zr | Negligible | Y | T | About 333 | About 334 | About 21 | ||
| Zn extruded[22] | 99.99%Zn (mass fraction) | NA | Y | 25 | T | 130 | About 180 | 55 | |
| Zn-1Mg alloy[22] | Zn-0.95%Mg (mass fraction) | N | Y | 70 | T | 180 | 250 | 11 | |
| Cortical bone[23] | T C | 8~12 | 50~130 130~190 | ||||||
不锈钢材料具有优异的力学性能、耐腐蚀性和机械加工性能,是最早应用于骨科临床治疗的植入材料之一。然而,潜在的感染问题已经限制了不锈钢材料在骨科临床中的某些应用。例如,不锈钢早期广泛地应用于脊柱畸(变)形的治疗,但现在已被钛合金所替代,其原因之一就是由于不锈钢表面易形成生物膜而造成感染[24,25]。最近,Ren等[26]和Chai等[27]开发出一系列含Cu不锈钢体系,并对含有4.5%Cu (质量分数)的奥氏体317L不锈钢(317L-Cu SS)进行了抗感染性能的研究。体外实验显示,这种不锈钢对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的抗菌率均达到99%,扫描电镜(SEM)观察显示材料表面没有发现细菌生物膜的形成。进一步利用兔股骨感染模型来评价317L-Cu SS螺钉的体内抗感染能力,实验终点的结果显示植入物周围的骨组织几乎没有发生炎症或严重感染,而317L不锈钢(317L SS)对照组的骨组织则产生了严重的炎症和感染。此外,将术后5和14 d从体内取出的螺钉置于琼脂平板上培养,317L-Cu SS的螺钉所产生的细菌菌落数比317L SS少。此外,317L-Cu SS可以促进成骨细胞分化以及成骨细胞材料表面的黏附和增殖,植入体内后 317L-Cu SS植入物周围的成骨量相对317L SS更多,且骨与植入物的结合更紧密,这种成骨能力的提高应源于不锈钢溶出的Cu2+作用[28]。
基于含Cu不锈钢良好的抗菌性能,目前已经作为手术器械实现产品化,有望降低手术器械所引发的细菌感染。但在骨科内植物的应用中,含Cu不锈钢仍存在刚度过高(导致应力屏蔽效应[29]),耐腐蚀性较低,磨损碎片的潜在毒性等问题。因此,仍需要对含Cu不锈钢材料的成分和微观结构进一步优化,并进行长期的安全性评估。
Ti及其合金是优良的骨科和牙科植入材料。近年来,研究者开发了Ti-Ag和Ti-Cu合金来增强钛合金的抗感染性能, 图1a和b给出了2种合金的典型微观组织[12]。研究表明,在Ti-xAg合金(x=1%、2%和4%,质量分数)上生长的金黄色葡萄球菌菌落数随着Ag浓度的增加而减少,这是由于随着Ag浓度的增加,Ag的表面聚集与释放的Ag+浓度也相应增加[30]。此外,变形链球菌在含20%和25%Ag (质量分数)的Ti-Ag合金表面,以及乳酸杆菌在含25%Ag(质量分数)的Ti-Ag合金表面形成的细菌生物膜较之纯Ti也有显著减少[11]。
图1 几种具有成骨和抗感染性能的医用金属材料的微观组织[
Fig.1 Microstructures of typical metallic materials with both osteogenic and anti-infection capabilities[
(a) microstructure of Ti-20Ag alloy[
(b) microstructure of Ti-20Cu alloy [
(c) microstructure analysis and XRD and EDS spectra of cast Mg4Ag alloy, in which a combination of Mg4Ag and Mg54Ag17 was identified as the main phases [
(d) SEM image of Mg-Cu alloy showing the morphology and EDS results of the second phase [
对于Ti-Cu合金,有研究显示,Ti-1%Cu和Ti-5%Cu合金(质量分数)表面均能显著抑制金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的增殖[31]。在兔股骨模型中,由Ti-1%Cu (质量分数)制备的外固定针显著抑制了炎症和感染的发生,而且在材料周围形成了优良的类骨质[31]。Liu等[9]对Ti-xCu合金(x=2%、5%、10%和25%,质量分数)的研究发现,只有含Cu量在5%或以上的合金才对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌具有显著且稳定的抗菌能力。同时,MG63骨肉瘤细胞在Ti-Cu样品上显示了良好的黏附和铺展[32]。最近,Liu等[33]系统研究了Ti-5%Cu合金(质量分数)对 突变链球菌和牙龈卟啉单胞菌2种口腔细菌的抗菌性能,细菌的基因表达测量、生物膜生长、细菌活性和细菌形态观察均显示Ti-5%Cu合金相对于纯Ti具有更强的抗菌性能;同时,骨髓间充质干细胞在Ti-5%Cu合金表面的黏附形貌和增殖情况良好,与纯Ti相当。Ren等[34]的研究显示,Ti-6Al-4V-xCu合金(x=1、3和5,质量分数,%)对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌具有明显的抗菌作用。
虽然现在已经有相当数量的关于抗菌钛合金的研究,但大多数研究未能同时评估钛合金的抗菌和成骨性能。此外,Ti-Ag和Ti-Cu合金依赖于Ag+或Cu2+释放的抗感染机制还没有被广泛认可,例如有观点认为在钛合金上形成的天然TiO2层会抑制离子释放。此外,Ti-Cu合金具有比纯Ti更高的Young's模量,这可能会增加植入物周围的应力遮挡效应,反而导致更严重的骨吸收。
Co-Cr合金最早被用于制备牙种植体,随后大量的体内外实验显示Co-Cr合金具有优良的生物相容性,并且能够通过调整Co-Cr合金的表面粗糙度来提高成骨细胞在其表面的生物学功能表达[35]。目前Co-Cr合金主要应用于制备骨替代假体,包括膝关节、肩关节、髋关节假体,以及内固定植入物等[36,37]。最近,Wang等[38]制备出含Cu的Co-Cr合金,展现出明显的抗感染性能,能够抑制材料表面细菌生物膜的形成。此外,该课题组利用激光选区熔融技术(SLM)制备了Co-Cr-Cu合金,显示出明显的杀菌能力并可抑制合金表面生物膜的形成。同时,该Co-Cr-Cu合金对鼠骨髓间充质干细胞的相容性与SLM方法制备的Co-Cr合金相当[39]。Zhang等[14]制备了Co-Cr-Mo-Cu合金,也证实了其对于金黄色葡萄球菌具有明显的抗菌作用。
锆基合金表面易氧化生成一层致密的氧化膜,这层氧化膜可以自修复,因此锆基合金具有非常优异的耐蚀性。锆基合金已经广泛用于制备牙科和骨科植入体[36],早期研究显示锆基合金周围的成骨反应与钛合金接近,并优于Co-Cr合金。Liu等[40]制备了Zr-Cu-Al-Ag系列的金属玻璃,通过控制Cu和Ag的含量,使材料对大肠杆菌具有明显的抗菌效果。由此可见,通过对锆基合金的成分进行合理设计,能够在获得显著抗菌性能的同时维持其成骨能力,使这类材料在骨科临床应用中具有重要前景。
最近,金属Mg及其合金(镁基金属)作为可生物降解的骨科金属材料被生物材料领域视为是“革命性的医用金属材料”。一些利用镁基金属制备的可降解植入物已被尝试用于人体非承重部位骨缺损修复和内固定,并显示出良好的初期效果[41,42]。
迄今为止,关于镁基金属的大部分工作都集中在揭示和改善Mg及其合金的成骨性能上[43-45]。近来,研究者发现镁基金属也具有抗感染性能。例如,Robinson等[16]指出纯Mg对大肠杆菌、铜绿假单胞菌和金黄色葡萄球菌具有与氟喹诺酮类抗生素相近的抗菌作用。最近,Li等[46]研究发现金属Mg植入物能有效对抗耐甲氧西林金黄色葡萄球菌(MRSA)导致的骨髓炎,并能在植入物的周围形成新骨。虽然金属Mg的抗感染机制尚未完全清楚,但其抗感染作用很可能源于Mg降解产物的高pH值,形成了碱性杀菌环境[16,47]。最近,Feng等[48]提出镁合金的抗感染作用源于碱性环境和Mg2+浓度增高两者的协同作用,而非单一因素作用。在这种机制中,镁基金属的抗感染性能与其降解速率有关,同时降解速率也是影响镁基金属在体内的生物和力学性能的关键。因此,对镁基金属的降解的控制尤其重要,目前还需要通过更加深入地研究和优化以达到满足临床需求的成骨和抗感染性能。
近来,研究者还开发出一些拥有均衡成骨和抗感染性能的新型镁合金。例如,Tie等[17]制备了Mg-Ag合金(图1c[17]),它对金黄色葡萄球菌和表皮葡萄球菌的杀灭率超过了90%,这些Mg-Ag合金对成骨细胞和MG63骨肉瘤细胞几乎无细胞毒性。进一步的研究显示,Mg-2Ag的降解产物可以抑制破骨细胞的分化和功能,但对成骨细胞功能无影响。髓内植入实验显示,Mg-2Ag植入物周围骨折愈合过程中成骨细胞功能和成骨反应均得到提高,而破骨细胞功能和骨吸收得到抑制,形成了更多的骨痂[49]。然而,这种合金在体内释放过量Ag+会造成潜在局部或全身毒性,是该合金主要的安全问题。
考虑到Cu元素的抗菌作用,Liu等[18]制备了不同Cu含量的Mg-Cu (图1d[18])合金,并对其成骨、成血管和抗感染性能进行了系统性研究。所有Mg-Cu合金对人脐带静脉内皮细胞(HUVEC)和小鼠前成骨细胞(MC3T3-E1)均无明显毒性作用(图2a)。而且,Mg-0.03%Cu合金(质量分数)增加了MC3T3-E1成骨细胞的活性、碱性磷酸酶(ALP)活性(图2b)、基质矿化、胶原分泌、成骨相关基因和蛋白表达,并促进了HUVEC细胞的增殖、迁移、成管,以及成血管相关基因和蛋白的表达。同时,对于金黄色葡萄球菌,所有Mg-Cu合金相对于纯Mg均显示出长期强烈的抗菌作用(图2c)。Li等[50]对Mg-Cu合金的抗感染性能和生物相容性进行了体外体内研究。体外实验显示,Mg-0.25%Cu合金(质量分数)对于大肠杆菌、表皮葡萄球菌以及耐药金黄色葡萄球菌具有最佳的抗菌性能,而对于细胞具有良好的相容性。耐药金黄色葡萄球菌引起的骨髓炎模型动物实验显示,Mg-0.25%Cu合金在体内具有显著的抗感染性能,组织学分析显示其同时具有良好的生物相容性,而且整个植入过程中 Mg-0.25%Cu 合金的降解不会导致Cu 在体内的聚集。Qin等[21]的研究还表明,通过添加适量的Zn、Zr和Nd制备的Mg-Nd-Zn-Zr合金可以有效地提高成骨和抗感染性能。He等[51]的研究显示,Mg-1Ca-0.5Sr-xZn (x=0、2、4、6,质量分数,%)合金对成骨细胞活性无影响,但镁合金表面金黄色葡萄球菌的黏附数量明显小于Ti-6Al-4V对照组,而且细菌在镁合金浸提液中的增殖受到了抑制。其中,Mg-1Ca-0.5Sr-6Zn合金显示出最强的抗菌作用,同时促进成骨细胞的增殖。Lock等[52]也报道了Mg-Y合金在人造尿液中具有抗菌作用,能够有效抑制大肠杆菌的增殖。上述研究表明,通过成分设计,可以制备出同时具有明确抗感染和成骨作用的医用镁合金。然而,这些新型镁合金的长期毒性和体内安全性尚不清楚,未来的研究也势必会围绕这些问题展开。
图2 Mg-Cu系列合金的成骨和抗感染性能[
Fig.2 Osteogenic and anti-infection properties of a series of Mg-Cu alloys[
(a) adhesion of MC3T3-E1 cells and HUVECs in different extracts
(b) ALP activity of MC3T3-E1 cells after incubation for 4, 7 and 14 d in different extracts (**p<0.01 compared to pure Mg; #p<0.05 and ##p<0.01compared to the control)
(c) colony-forming unit(CFU)/mL of S. aureus after incubation with extractions of different samples in Hank's solution for various intervals
不可降解金属材料植入到体内时,一般只有其表面与周围组织接触,因此仅对材料表面进行改性就能调控周围组织的反应。迄今为止,已有相当数量的研究通过表面改性的方法获得兼具成骨和抗感染功能的金属材料[53-83],相对于材料本体的改性,表面改性方法更加灵活,适用范围广,对金属材料的力学性能影响不大。但骨科植入材料对改性后表面的力学性能要求较高(如耐磨性、涂层结合力等),如果改性表面易被破坏,不仅影响表面的生物学功能,而且可能会导致不利的组织反应。以下将依据不同表面改性的方法或材料分类对这个领域的研究进展进行介绍。
离子注入方法是通过利用高速离子轰击材料表面,将离子注入到材料表面。离子注入的方法可以摆脱一般热力学限制,在金属材料表面形成过饱和固溶体。不同于涂层方法,离子注入表面与基底没有明显的界面,因此不存在涂层脱落的问题。离子注入方法可以对医用金属表面进行改性,调控表面生物相容性,并将具有抗菌功能的离子注入到材料表面,可以获得抗感染金属表面。Qin等[53]通过注入Ag在Ti表面原位合成Ag纳米颗粒(AgNPs),并固定在Ti表面上。固定化的AgNPs通过抑制细菌黏附,能够有效地减少生物膜形成,而对MC3T3-E1成骨细胞没有明显的细胞毒性。另外,Jin等[54]通过等离子体浸没离子注入法(PIII)将Zn注入到草酸蚀刻的Ti中,以表面氧化物和嵌入Zn的形式存在,使Ti表面在一定程度上表现出对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的抗菌作用,该材料还可以有效促进MC3T3-E1成骨细胞的黏附和增殖,并提高大鼠间充质干细胞的ALP活性、胶原分泌和细胞外基质的矿化。此外,Jin等[55]通过PIII方法将Zn和Ag共同注入到纯Ti (Cp-Ti)的表面,制备出含有AgNP和Zn表层的Ti材料,一方面在体内和体外均表现出有效的细菌抑制作用,另一方面,它还保持了大鼠间充质干细胞的黏附、增殖和成骨分化的功能。Fiedler等[56]显示Cu注入和低浓度Ag注入的Ti表面具有良好的细胞相容性,而高浓度Ag的表面具有细胞毒性。然而,Cu注入表面对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌无明显抗菌作用,而Ag注入表面抗菌性能明显增强。离子注入方法还可用于不锈钢基体的表面改性。例如退火处理的Cu2+注入AISI 420 SS合金对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌均表现出优异的抗菌性能,这可能归功于由于富Cu相(如Fe4Cu3和Cu9.9Fe0.1)的形成[57]。此外,退火处理能够提高Cu2+注入304奥氏体不锈钢的抗菌性能,这种抗菌性能主要源于所形成的针状Cu9.9Fe0.1第二相[84]。Cu2+和Ag+的注入均提高了317L不锈钢的抗菌作用[85],但含Ag的317L不锈钢的成骨能力还没有得到评估。
这些正面结果表明,离子注入是制备具备成骨和抗感染性能金属的有效表面改性方法,但是离子注入的高成本可能会成为材料大规模生产的一大阻碍。如前所述,注入离子的类型和浓度将直接影响所得合金的生物学性能。因此,未来的研究工作应更多地侧重于揭示三者的关系,以进一步优化改性后金属的成骨和抗感染性能。此外,未来也应更加深入地研究注入后离子的释放速率和表面的耐磨耐蚀性,并进一步探究其安全性问题。
Ti及其合金优异的骨整合性能源于其表面形成的TiO2氧化层,体内和体外实验均显示TiO2具有良好的成骨性能[86,87]。此外,TiO2具有光催化作用,因此具有抑制细菌和减少感染的潜能。然而,TiO2光催化抗感染作用的效率较低,仍需进一步改进[88]。
而将具有杀菌作用的金属以纳米颗粒(NP)或金属氧化物的形式掺入到钛合金表面的TiO2涂层中,可以显著提高涂层的抗感染性能。Necula等[58,59]通过微弧氧化(MAO)在Ti-6Al-7Nb合金上制备了多孔TiO2-Ag涂层,当暴露表面的Ag浓度分别达到1.6和9.8 mg/cm2时,合金样品能够在24 h内杀死98.0%和99.75%的MRSA。尽管低Ag含量(1.6 mg/cm2)样品对人类成骨细胞(SV-HFO)无毒,但高Ag含量表面(9.8 mg/cm2)却有明显的细胞毒性。与多孔MAO涂层类似,在适当的Ag浓度下,负载Ag的TiO2纳米管(图3a[61])也显示出对多种细菌的抗菌作用,并且骨细胞或组织对这类材料也没有表现出明显的不良反应[60-62]。然而目前,Ag的潜在毒性作用在很大程度上限制了含Ag涂层在临床中的应用。
图3 通过表面改性获得成骨和抗感染性能的典型金属的微观结构[
Fig.3 Microstructures of typical surface modifications with both osteogenic and anti-infection capabilities on metallic materials[
(a) TiO2 nanotube microstructure on the silver deposited surface [
(b) surface morphology of the micro-arc oxidized Cu-incorporated TiO2 coatings [
(c) SEM image of an FHA surface[
(d) cross-section of Cu containing calcium silicate coating on Ti metal[
Hu等[63]通过MAO方法制备的ZnO-TiO2涂层能有效地降低金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的数量,通过增加Zn含量也能进一步提高涂层的杀菌率。更重要的是,与无Zn涂层和纯Ti相比,大鼠骨髓干细胞在含Zn涂层上的短期黏附、增殖、ALP活性和长期分化都显示出显著的提高。Li等[64]报道含Zn的TiO2的纳米管能够抑制细菌生长,同时促进成骨细胞生长和体内成骨。
另外,通过向TiO2涂层中添加Fe和Cu元素也可改善材料的成骨和抗感染性能。例如, Tian等[65] 利用PIII方法在TiO2涂层表面内注入了Fe和氧化铁NP,得到的复合涂层对成骨细胞具有优异的细胞相容性,而且可以在无光照环境中杀死金黄色葡萄球菌,但是对大肠杆菌无明显抗菌作用。由于涂层几乎不释放离子,因此这种选择性的抗菌效果可能源于复合涂层表面电荷与细菌的电荷相互作用。Wu等[66]通过微弧氧化和水热处理制备了具有层级结构的含Cu的TiO2涂层(图3b[66]),该复合涂层对大肠杆菌具有强烈的抗菌作用,而且鼠骨髓干细胞在复合涂层表面表现出良好的增殖和成骨分化倾向,此外,此复合涂层可以提高血管化基因的表达。Hang等[67]制备了含Cu的TiO2纳米管。结果显示,虽然复合涂层没有明显的释放抗菌作用,但具有非常优异的接触抗菌效果,而且复合涂层的细胞毒性与Cu含量相关,其中含有1%Cu (原子分数)的复合涂层能同时具有抗菌活性和生物相容性。
然而,含金属离子的TiO2涂层中所含不同离子对细菌和骨细胞行为的影响,以及不同离子在体内长期生物安全性尚不清楚,需进一步明确不同离子的功能。此外,含金属离子的TiO2涂层还存在2个主要问题没有解决,一是涂层中金属离子突释会引起的毒性效应,二是富含金属的涂层碎片的产生会产生一系列的安全性问题。
天然骨的矿物成分主要是钙磷化合物(CaP),人工合成CaP同样具有优越的生物相容性和成骨性能。迄今为止,研究者已经证明多种金属离子掺杂到CaP中可以提高其成骨和抗感染性能 [89,90]。掺杂之后的效果与CaP存在形式(如纳米粉末与普通粉末)、掺杂离子浓度和目标细菌种类存在强相关性[91]。另外,将Ag+与Cu2+或Zn2+共同掺入CaP可以达到优异的抗感染效果[92,93]。Mg2+/Cu2+共掺杂的β-磷酸三钙(β-TCP)也能有效地抑制金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的增殖[94]。
基于这些结果,通过在金属基体表面覆盖多种抗菌CaP涂层可望获得同时具有成骨和抗感染性能的金属植入物。Chen 等[68]利用溶胶-凝胶法在纯Ti表面制备了Ag+掺杂羟基磷灰石(HA)涂层。表皮葡萄球菌和金黄色葡萄球菌在含Ag的HA涂层表面的黏附明显低于HA涂层,而成骨前驱体细胞在同时不同表面上的DNA合成和碱性磷酸酶活性无显著差异。Song等[69]在纯Ti表面制备了Ag (或Pt)掺杂的HA和α-TCP MAO涂层。结果显示,含Pt的涂层对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌没有明显的抗菌效果,而含Ag涂层具有强烈抗菌效果,但Ag含量较高的涂层对骨肉瘤细胞有明显细胞毒性,当合理控制Ag含量时,涂层可以同时具有抗菌能力和良好的生物相容性。Huang等[70]在纯Ti表面利用电化学沉积方法制备了含0.8%Cu (质量分数)的HA涂层,含Cu涂层能够显著减少大肠杆菌的菌落形成,而且含Cu涂层能够诱导模拟体液中CaP矿化,成骨细胞在含Cu涂层表面生长良好。Chung等[95]在Ti-6Al-4V基体上制备了Ag或Zn掺杂的HA涂层。含有0.1 mg/g Ag+的涂层能够抑制突变链球菌(S. mutans)的增殖,当Ag或Zn浓度为10 mg/g时,涂层周围形成明显的抑菌环。同时,人牙龈成纤维细胞在含Zn涂层表面的黏附和铺展要优于含Ag涂层。含Ag涂层细胞毒性和与含Zn涂层细胞增殖能力均与离子浓度有关(在0.1~10 mg/g范围内),实验也证明通过添加合适的Ag或Zn可以抑制细菌并保留生物相容性。
虽然许多离子掺杂的CaP成功地表现出了抗菌性能,但掺杂离子后CaP是否还能保持其内在的成骨性能还需要进一步研究。显然,减少金属掺杂浓度有利于保持CaP的生物相容性和成骨能力,但是这通常也会弱化材料的抗菌性能[95]。因此,控制掺杂剂的类型和浓度,对同时达到最佳的成骨和抗菌性能至关重要。例如,在HA涂层中掺杂1%Ag (质量分数)可以抑制细菌的初始黏附,同时保持HA的生物活性[68]。在HA涂层中掺杂0.8%Cu (质量分数),对大肠杆菌表现出令人满意的抗菌活性,而对MC3T3-E1类成骨细胞无毒性[70]。
最近的研究[71,96,97]表明,多种金属离子掺杂的CaP可能表现出更好的协同作用,能同时减少感染并促进骨生长。例如,将1%Zn 和1%Cu (质量分数)掺入HA涂层中(图4[96]),可以降低Cu的潜在细胞毒性。这种Zn/Cu-HA涂层对大肠杆菌具有高杀菌活性,而对MC3T3-E1细胞生物相容性要高于HA涂层[96]。同样,将Sr2+加入到Ag-HA涂层中可以降低Ag的细胞毒性[71]。纯Ti表面Ag/Sr-HA涂层(质量分数为2%Ag2O和1%SrO)能有效阻止铜绿假单胞菌的增殖;同时与HA涂层相比,其对人胎儿成骨细胞的相容性更佳[71]。此外,将Ag+与骨形态发生蛋白(BMP-2)结合到HA涂层中也可以增强涂层的抗菌和骨诱导性能[97]。
图4 Cu/Zn共掺杂的HA涂层截面和表面形貌[
Fig.4 Cross-sectional (a) and top (b) morphologies of the Cu/Zn co-substituted HA coatings [
Cheng等[98]和Li等[99]分别报道了氟化羟基磷灰石(FHA)涂层具有良好的成骨作用,而且氟化物的释放对细菌和斑块黏附有抑制作用[100]。Ge等[72]利用电化学沉积方法和后续热处理工艺在纯Ti表面制备了致密FHA涂层(图3c[72]),实验结果显示该涂层对于金黄色葡萄球菌、大肠杆菌和牙龈卟啉单胞菌的抗菌活性均显著高于HA涂层。因此,FHA涂层改性也可用于改善金属植入物的成骨和抗感染性能。
上述策略和方法表明,掺杂适当的离子将赋予CaP涂层抗菌性能,多种离子共掺杂可能获得协同作用或多种功能。然而,CaP获得抗菌性能同时保持优异成骨性能的最佳离子掺杂量仍需要研究。此外,各种离子掺杂CaP涂层的力学性能、与基体的结合性能、长期成骨和抗感染性能还需要进一步研究。
生物活性玻璃(BG)由Hench[101]于1969年发明,由于BG具有公认的成骨作用,所以它常作为骨移植材料和植入物涂层使用。据报道,经修饰的BG能够通过提高植入物周围的pH值,对细菌产生抑制作用[102]。研究者还开发出了含Ag、Cu和Zn的BG,以进一步改善材料的抗感染性能[103-109] 。然而,含Ag的BG的成骨性能尚未得到深入评估,所以添加Ag的BG是否有长期的成骨能力尚不明确。Wu等[106]报道了含Cu的介孔BG可有效抑制大肠杆菌的活力,同时促进干细胞的成骨分化。其它研究[107,108]也报道了含Cu的BG的抗菌能力。最近的研究[109]发现,ZnO-SiO2-CaO-P2O5介孔BG也对金黄色葡萄球菌具有抗菌活性,同时它还能促进类成骨细胞的生长。
BG可以作为金属基体表面涂层[110,111],但是金属表面具有抗感染功能的BG涂层还鲜有报道。Pishbin等[73]利用电泳沉积方法在不锈钢基体上制备了壳聚糖/BG/AgNP涂层。由于BG的存在,涂层可以在模拟体液中诱导碳酸化的HA在不锈钢表面形成。同时涂层可以持续释放Ag+,对金黄色葡萄球菌的抗菌作用可持续10 d。虽然壳聚糖和壳聚糖/BG涂层都可以促进MG-63骨肉瘤细胞的增殖,但是含有342 μg AgNP 的壳聚糖/BG/AgNP涂层表现出明显细胞毒性,这源于涂层中较高的Ag-NP浓度。
虽然添加金属离子可以制备抗感染BG,而且控制离子释放速率和金属离子种类可以避免潜在毒性风险[109,112,113],但是这些掺杂金属离子的BG涂层的成骨性能在已有的研究中尚未得到完全评估,尤其是缺乏同时展现成骨和抗感染性能的体内研究证据。在金属离子掺杂BG涂层真正用于临床之前,还需要更加系统和彻底地研究抗感染BG的生物相容性和成骨性能。此外,BG涂层在金属材料表面的结合力仍需要大幅提高,以避免涂层脱落引起的不良反应。
硅酸钙陶瓷具有非常优异的成骨性能和成血管性能[114,115]。近年来,许多研究者通过对硅酸钙陶瓷涂层进行改性增强其抗感染性能。Li等[76]在Ti表面利用等离子喷涂方法制备了钙硅石涂层,然后将涂层浸泡在AgNO3 溶液中负载Ag。结果显示处理后涂层内部形成Ag2SiO4,因此材料能够长期释放Ag+,并能够显著抑制金黄色葡萄球菌的生长,但对成骨细胞的增殖无毒性作用。Li等[75]在Ti-6Al-4V表面利用等离子喷涂方法制备了化学稳定的Ca2ZnSi2O7涂层,涂层对金黄色葡萄球菌显示出93%的抗菌率,成骨细胞在涂层表面呈现良好的黏附和铺展,涂层浸提液没有展现出细胞毒性。随后采用大肠杆菌研究了该涂层的抗菌机制[74],结果显示涂层导致细菌壁的破坏以及细菌DNA复制功能的丢失,从而实现杀灭大肠杆菌的效果。Yu等[116]系统研究了该Ca2ZnSi2O7 涂层的成骨性能,结果显示该涂层相对于CaSiO3涂层能够提高成骨细胞的黏附增殖和成骨分化,并提高成骨基因相关的mRNA水平;体内结果显示,Ca2ZnSi2O7涂层相对于CaSiO3涂层和Ti-6Al-4V具有更优异的骨整合性能。Kalaivani等[77]利用电泳沉积方法在纯Ti表面制备了不同浓度Cu掺杂的CaSiO3涂层(图3d[77]),涂层浸泡在模拟体液中可以诱导表面磷灰石层的形成;Cu浓度越高,涂层对于大肠杆菌的抗菌效果越明显,并且涂层对金黄色葡萄球菌抗菌效率高于大肠杆菌。
ZrO2是一种具有优异骨整合性能的陶瓷[117,118],同时ZrO2具有抑制表面细菌黏附和增殖的能力。如Scarano等[119]开展的临床研究表明,植入24 h后ZrO2表面的细菌覆盖率明显低于Ti。ZrO2因此被作为一种涂层材料用于金属医用材料的表面改性,例如Al-Radha等[120]报道相较于抛光纯Ti,表面喷射ZrO2涂层的Ti能够更有效地减少链球菌和黑曲霉菌的黏附和生长。最近,Zhao等[78]研究表明,涂有ZrO2基涂层的镁合金能显著提高细胞相容性并降低细菌黏附量。为了进一步提高ZrO2涂层的抗感染性能,Huang等[79]利用磁控溅射方法在Ti表面制备了含Ag的ZrO2涂层。结果显示当Ag含量低于10.6% (原子分数)时,涂层表面人牙龈成纤维细胞显示良好的活性和增殖,同时对金黄色葡萄球菌和伴放线杆菌具有明显的抗菌作用。
近年来,生物相容性高分子材料用作金属植入物表面的涂层得到了广泛地研究。有机涂层可以负载抗菌剂,实现抗菌剂的缓慢释放和长期抗感染效果,其中常用抗菌剂包括双氯苯双胍己烷(CHX)、壳聚糖及其衍生物、金属NP以及抗菌多肽。
CHX可以加载到多种高分子基体中实现缓慢释放,但过量的CHX具有较明显的细胞毒性,因此对CHX的可控释放尤为重要。Cortizo等[121]在Ti表面制备了负载不同浓度CHX的聚苄基丙烯酸酯(PBA)。当CHX浓度为0.7%和1.4%时,涂层表现出细胞毒性,而0.35% CHX涂层无细胞毒性,同时展现出明显的抗菌效率和成骨能力。
大量研究[122,123]显示添加壳聚糖或其衍生物能够增加其它材料的成骨性能,也有大量研究[124-126]表明壳聚糖及其衍生物具有强烈的抗菌活性。因此,壳聚糖被广泛用于金属植入物的表面改性,以提高基体的成骨和抗菌活性。有研究显示,添加壳聚糖涂层具有与含抗生素涂层相同的抗菌性能[127]。透明质酸作为一种聚阴离子多糖也具有良好的抑菌性能。Chua等[80]在纯Ti表面制备了透明质酸和壳聚糖的多层结构,显示出对金黄色葡萄球菌的优异的抗菌效果;进一步在上述涂层表面加入精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸(RGD)多肽,可以显著提高成骨细胞的黏附和ALP活性并同时保持抗菌性能。类似地,Zhao等[81]在纯Ti基体表面制备的接枝壳聚糖-月桂酸的聚多巴胺薄膜能有效抑制金黄色葡萄球菌和铜绿假单胞菌的黏附和生长(得益于壳聚糖和月桂酸的共同作用),同时涂层表面成骨细胞的黏附、活性、ALP活性和矿化能力均高于纯Ti。
高分子聚合物涂层添加金属NP可以实现抗感染作用,同时可以通过控制NP或离子的释放来降低其细胞毒性。Liu等[128]在不锈钢表面制备了含Ag颗粒的聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)涂层,通过体外和体内实验证实该涂层对金黄色葡萄球菌和铜绿假单胞菌具有明显的抗菌效果,同时涂层还能促进前成骨细胞的增殖和分化;利用大鼠股骨骨髓腔的体内感染模型的研究显示,有涂层的植入物在诱导成骨同时还可以抑制细菌成活。类似地,Zhang等[129]在钛合金表面制备了负载Ag-NP的多巴胺改性的海藻酸/壳聚糖聚电解质多层结构。基于Ag-NP和壳聚糖的协同作用,材料能够抑制金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的生长。同时,将NP嵌入到聚合物涂层中可以消除Ag-NP大量释放带来的细胞和组织毒性。
天然抗菌多肽具有广谱抗菌性能和较低的毒性,而且几乎不引起细菌的耐药性,因此是一种前景良好的杀菌剂。但高浓度的抗菌多肽可能引起溶血和细胞毒性,目前已发现的几百种抗菌多肽中,仅有少数用于金属材料的表面改性,而且需要将抗菌多肽负载在其它聚合物(如聚多巴胺和硅烷)中才能用于金属的表面改性。例如,Xu等[130]通过将多肽cecropin B接枝在聚多巴胺上来固定在Ti片上,这个涂层不仅显示出较好的细胞相容性,而且有效地抑制了细菌黏附和生物膜的形成。
除了通过加入上述抗菌剂,还可以通过利用一些聚合物的特殊化学物理特性来实现抗感染[131,132]。例如,Zhang等[132]用聚甲基丙烯酸改性纯Ti表面,然后将丝胶固定在改性表面。具有“毛刷结构”的聚甲基丙烯酸可以有效减少金黄色葡萄球菌和表皮葡萄球菌的黏附,而同时丝胶可以促进成骨细胞的黏附、增殖和提高ALP的活性。
除了上述无机或有机涂层,一类无机/有机复合涂层显示出了更佳的成骨和抗感染性能。Alcheikh等[133]将聚苯乙烯磺酸钠基团接枝到氧化处理后的纯Ti表面。复合涂层同时显示出抑制细菌黏附和提升成骨细胞成骨活性的能力。Sutha等[134]在316L不锈钢表面制备了壳聚糖/Mg掺杂HA复合涂层。涂层在模拟体液中可以诱导表面形成类骨质磷灰石层,显示出良好的生物相容性,而提高Mg含量可以提升复合涂层的抗菌活性。Kazemzadeh-Narbat等[83]利用电沉积方法在Ti表面制备了一层微孔CaP涂层,然后将抗菌多肽Tet213负载于涂层上。复合涂层对MG63细胞无毒性作用,同时对革兰氏阳性菌(金黄色葡萄球菌)和革兰氏阴性菌(绿脓杆菌)均显示出极高的抗菌效率。随后将相对于Tet213细胞毒性更低的HHC36 抗菌多肽载入多孔CaP涂层中,涂层同样显示出优异的抗菌活性,而且对MG63细胞无毒性作用。在松质骨中的植入实验显示,新骨在负载HHC36的涂层表面生长良好,且骨生成量高于不使用涂层的Ti[135]。Song等[82]在Ti-6Al-4V基体上利用液相前驱体等离子体喷涂方法制备了多孔HA涂层,然后在涂层载入了不同浓度的壳聚糖。涂层的抗菌效果与壳聚糖的浓度呈正比关系,然而低壳聚糖浓度的复合涂层更利于成骨细胞的增殖。相对于单纯的载Ag无机涂层,载Ag的陶瓷/聚合物复合涂层具有更高的韧性,更好的生物相容性和可控的Ag+释放[129,136,137]。Eraković等[136,137]利用电化学沉积方法在Ti表面制备了Ag/HA/lignin涂层,涂层可以实现Ag+快速且持续的释放,对金黄色葡萄球菌具有杀灭作用。相对于Ag/HA涂层,这种加入lignin的复合涂层更加均匀,表面无裂纹[136,138]。
上述结果表明,无机/有机复合涂层与单一涂层相比展现出更为优异的成骨和抗感染性能并能够提升材料的综合性能。但是由于其成分复杂,这类材料的抗感染机理和生物安全性问题需要进一步研究。此外,无机/有机成分之间的相互作用也需要更加深入的阐释,例如已有研究[127]显示基底无机涂层的形貌会影响有机物的生物活性。
随着对兼具成骨和抗感染性能的生物材料研究的深入,揭示这2种并存性质的机制变得更加必要。对于机制的深刻理解,将有利于进一步改进骨科植入材料的设计、制备和应用。表2[55,113,122,123,139-163]给出了目前已报道的抗菌材料的抗菌机理及生物学功能。基于对材料成骨性能的前期研究,决定医用金属成骨和抗感染性能的可能因素包括：离子释放、表面形貌、亲疏水性和表面电荷。
表2 常见抗菌医用材料的抗菌机理及生物学功能[
Table 2 Antibacterial mechanisms and biological benefits of common antibacterial agents applied in the biomedical materials[
| Agent | Antibacterial mechanism | Biological benefit |
|---|---|---|
| Ag | Disrupting functions of bacteria to form a nonculturable state[139-141] | Not clear |
| Cu | Generation of reactive oxygen species[142]; Formation of cavities in the bacterial cell wall[143] | Preventing osteoporosis[144,145]; Promoting osteogenic differentiation[146]; Inducing vascularization[147-149] |
| Zn | Generation of reactive oxygen species[150]; Excessive uptake of Zn ions[151]; Inhibition of bacterial activities[152] | Synthesis and stabilization of proteins[153]; Constituent of antioxidant system[154]; Anti-inflammatory effect[113]; Bone formation and vascularization[113,155,156] |
| Chi | Chi/bacteria electrostatic interactions resulting in growth inhibition[157] and causing the leakage of intracellular constituents[158] | Promoting growth and mineral rich matrix deposition of osteoblasts[159]; Accelerating osteogenic differentiation[122,123] |
| AP | Disrupting the integrity of microbial membranes and subsequent cell lysis[160,161] | Angiogenesis, modulation of cytokine/chemokine expression, wound healing[162,163] |
前述的许多材料,都是通过引入众所周知的抗菌金属元素(如Ag、Cu或Zn)来实现抗菌功能的。Ag+具有很强的抗菌作用,但很少有报道显示Ag+的成骨功能。与Ag+不同,Cu2+和Zn2+同时具有抑制细菌活性和促进骨生长的能力。除了Cu和Zn外,据报道, Ca、Mg、Sr、Si、Li和B元素也能在一定程度上诱导骨形成[113,164-166],而Cu、Si和Mg还能够促进体内成骨所必需的血管化[166]。而多种离子共同修饰可能产生协同效应,能获得更加优异的成骨和抗感染性能[55]。最近有许多关于镁合金的研究认为降解过程中释放的Mg2+促进成骨,而OH–的释放则使材料具有抗感染效果。尽管金属离子释放的抗菌机制非常有效,但是如何可控释放这些离子仍然是难题。过量的离子释放仍然是这一类离子释放型医用金属材料所面临的风险。
最近对Si3N4和ZrO2的研究表明,特殊的表面形貌可能是这些材料具有成骨和抗感染性能的主要原因[120,167]。材料表面形貌影响细菌反应,但影响规律尚不明确,不同研究往往出现相反的影响规律[168-171]。这些结果的不一致性表明材料复杂表面形貌效应(包括形貌特征和几何尺寸等,而并非简单的表面粗糙度)需要深入研究。Khang等[172]和Webster等[173]提出了一个理论,用来预测植入物表面特征所对应的表面能,据此进行表面形貌设计以减少细菌生长,同时增加成骨能力。然而,研究表面形貌效应时细菌类型和形态等也需要同时考虑。另一方面,表面形貌效应对于植入物周围新骨形成的重要影响也已经被广泛报道。相较于细菌反应,表面形貌效应与骨细胞功能和成骨能力之间关系的研究更为深入。例如,利用纳米级和微纳米组合层级结构的材料模拟天然骨的形态有利于材料与细胞和组织之间的反应,是已被广泛认可的一种观点[173,174]。在骨科植入物的制备及其临床应用中,采用适当的表面形貌设计(包括适当的粗糙度)来提高材料的骨整合能力,可以控制成骨相关细胞 [175,176]和干细胞[176,177]在金属材料表面的黏附、铺展、增殖和成骨分化。基于上述研究结果,目前已经可以设计和制备特定的表面形貌使材料同时具有促进成骨和防止细菌的黏附、生长的功能。例如,Ploux等[178]在硅晶片上设计了微/纳米图案表面,使其可以促进类骨祖细胞的黏附并能够抑制细菌增殖。然而,设计和制造材料最佳表面形貌的理论和方法还有待进一步研究。
不同的细菌拥有不同的表面疏水性和电荷,并且还受到诸如外部环境、细菌生命周期和表面结构等因素的影响[168,179]。对于某些类型的细菌,当细菌的表面能大于其悬浮液体的表面能量时,便会附着在亲水性材料上[179]。而通常情况下,细菌的表面能小于悬浮液的表面能,这种能量不匹配导致细菌更倾向于黏附在疏水性表面上[179],因此许多亲水性聚合物(如聚甲基丙烯酸甲酯、聚乙二醇),本身就具有抗细菌黏附的性能[180]。这种热力学理论可以进一步得出推论：疏水性细菌更倾向于黏附在疏水性表面上,而亲水性细菌则倾向于黏附于亲水性表面[168]。除此之外,还有一些经验性的结论,包括疏水性细菌的黏附性比亲水性细菌更大[168],表面疏水性也可能影响黏附后的细胞形态和群落结构等[181]。由于生物分子的初始吸附与生物材料的亲水性或疏水性密切相关,因此目前的研究者正集中于理解蛋白分子和离子的表面吸附在介导细菌黏附和生长中的作用。
此外,还有证据表明水性悬浮液中的细菌表面通常带负电荷,特别是在细胞生长早期[182,183]。还有研究报道当细菌黏附到带正电的表面之后,细菌的生长受到限制,进而阻碍生物膜的形成[184]。这一现象的可能原因是带负电荷的细菌与带正电荷的材料表面之间的静电结合,阻碍了细菌生长所需的铺展和分裂[184]。Rabea等[158]提出壳聚糖的抗菌作用正是源于其表面正电荷和细菌带负电细胞膜结合,导致蛋白质和其它胞内成分的渗漏。这一理论也可以部分解释在许多离子或材料表面上观察到的抗菌作用。但是,细菌的种类、微环境和材料所处的体内状态非常复杂,对于这类机制的研究和验证还远远不够深入。
同时,表面疏水性和电荷在骨细胞功能(例如：黏附、扩散、形态、增殖和分化)和骨再生中也至关重要。众所周知,固体表面疏水性可以影响动态生物分子(例如黏附蛋白)的吸附[185]。研究表明,亲水性表面比疏水性表面更有利于骨的形成[186],然而相反的结果也在许多材料系统中报道过。这种分歧很可能是亲疏水性复杂的物理化学本质和植入材料使用时复杂的生理环境所导致的。
最后必须强调,上述所有可能的机制(包括金属离子的释放、表面形貌效应以及表面疏水性和电荷等)可能以协同的方式影响着细菌和骨细胞的行为,以及后续细菌生物膜的形成和成骨的过程。未来也将会出现新的与成骨和抗感染性能相关的机制。总之,对兼具抗感染和成骨性能机制的深入研究将是未来重要的研究方向。
兼具成骨和抗感染性能的医用金属材料在骨科植入性器械中具有极大的临床应用前景和巨大的市场潜力。随着对此类生物材料的基础和转化研究的日益深入,目前正在逐渐形成一个极具临床应用潜力的新兴领域。已有的大量工作开发出了多种兼具成骨和抗感染性能的医用金属材料或相应的制备和改性方法,但这些材料在体内的生物学性能、长期物化性能、降解行为和安全性仍需要深入研究和探讨。此外,阐明材料表面成骨和抗感染的机制将为下一代骨科植入物的设计和制备提供重要指导。在体内环境下,材料表面会展现出复杂的物理化学特性(包括表面能、亲水性、表面电荷、表面拓扑形貌、表面生物活性官能团等),同时在生理环境下还涉及离子和生物小分子的释放和相互作用,这均可能影响材料表面的成骨和抗感染性能。因此,阐明某个因素的单独作用往往是目前研究的难点。同时,各种因素的协同作用不是简单的线性加和关系,还需要进一步的研究。最后,建立有效的、标准化的材料成骨和抗感染测试方法,也是目前研究工作所亟需的。目前成骨和抗感染性能的评价体系相互独立,而且大部分依赖于体外评价的方法。建立同时可以对成骨和抗感染性能进行评价的体外体内测试方法和标准,也会是本领域未来重要的研究方向。
The authors have declared that no competing interests exist.
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