生物可降解醫用鎂合金應用于骨缺損修復中的研究展望

崔云霞 李保勝 韓春雨 付齊月 李尊泰 齊曉爽 張慧彥 孟維艷

引導骨再生（guided bone regeneration，GBR）技術是臨床上解決種植體周圍骨缺損的最常用且有效的方法之一[1]，其原理是使用屏障膜隔離軟組織長入骨缺損區，使骨組織的再生功能達到最大程度的發揮。屏障膜在引導骨再生中起著重要的作用，是GBR技術成敗的關鍵因素。鎂合金作為一種可降解吸收的金屬材料，生物相容好且物理性質接近骨皮質，能促進骨形成及骨再生[2，3]，滿足了GBR中屏障膜所需具備的特性要求。作為一種新型的可降解生物植入材料，近年來被廣泛研究和討論。故本文就有關鎂合金的優越性能及屏障膜的的研究現狀和展望作一綜述。

一、屏障膜材料的基本要求與研究進展

1.屏障膜的基本要求和分類

在GBR程序中，屏障膜的作用對于適當的骨再生至關重要。它可以防止軟組織生長到骨缺損區域，并保持缺損空間骨組織再生。為了實現最大骨再生，理想的GBR膜應具有幾個特點[4]。包括：①生物相容性：生物相容性是醫用人體植入材料最基本的要求，除屏障膜不具有免疫排斥反應和基因及細胞毒性反應外，其降解產物不能干擾骨形成；②適當的剛度用于空間維護、細胞隔離和維持空間，具有一定的挺度，具備較強的抗塌陷能力，在愈合期創造和維持充足的骨再生空間；③預防上皮細胞遷移；④骨再生后適當的吸收時間，一個良好的屏障膜應當能穩定維持骨再生的空間至少達4～6周[5]。屏障膜一般按材料的降解程度可分為可降解吸收性膜和不可降解性膜。可降解吸收性膜通常主要包括“聚四氟乙烯膜”、“加強型聚四氟乙烯膜”、“鈦膜”、“微孔濾膜”等。其機械性能好，細胞隔離和維持空間能力較佳，但存在著膜易暴露增加感染導致成骨失敗的風險、塑形困難、不易與組織貼合，需要二次手術取出造成二次創傷等問題[6]。生物可吸收性膜主要包括聚酯膜和動物性膠原膜兩種類型。目前膠原膜已廣泛應用于臨床，其具有組織親和力好，操作簡單，不需二次取出，降低患者的痛苦和并發癥風險等優點。但在臨床應用中，有的生物膜存在著機械性能欠佳，不能維持足夠的成骨空間[7]，以及降解速率過快等問題。因此，可吸收性膜的機械性能、降解速率、隔膜作用的持續時間成為有待研究和改善的熱點問題。

2.屏障膜的研究進展

隨著引導骨再生膜在臨床越來越廣泛的應用，目前對于屏障膜的要求和研究也在不斷提高、更新。①不對稱結構多功能性膜近年來受到了學者的廣泛關注，Tai等人制備了聚羥基丁酸酯（PHB）-雙相一體化磷酸鈣/殼聚糖膜應用于牙周引導骨再生工程中，在某種程度上不僅改良了屏障膜的機型性能外同時還能促進成骨細胞和成纖維細胞的增殖[8]。②緩釋抑菌性生物膜是將抗菌藥物載入膜中緩慢釋放藥物來抑制細菌生長進而降低炎癥。Norowski[9]等制備了京尼平交聯的納米纖維殼聚糖膜負載米諾環素并將其應用于引導牙周骨組織再生之中，體外抑菌試驗表明負載米諾環素的殼聚糖電紡膜能抑制牙齦卟啉單胞菌的生長，可顯著減少GTR部位早期細菌的定值。③復合生物化功能性膜近年來的到廣泛關注，將成骨相關生長因子載入到GBR膜上緩慢釋放可促進細胞的活性和骨組織的生長。骨形態發生蛋白（BMPs）是一個亞類轉化生長因子并通過誘導骨間充質干細胞遷移、增殖及分化形成成骨細胞和軟骨細胞[10]。Shim等[11]通過特殊3D打印技術制備出負載BMP-2的PCL/PLGA/β-TCP GBR膜修復兔顱骨缺損模型，rhBMP-2可緩慢持續釋放，8周后顱骨缺損基本全部被骨組織覆蓋。這種負載生長因子的聚合物膜表現出良好的機械性能和促骨生成作用。

二、生物可降解鎂合金的特點及研究進展

1.鎂及其合金的特點

鎂的密度低，與人骨密度接近，鎂合金在抗壓強度。材料密度和彈性模量等方面更接近天然骨[12]因此在作為醫用修復材料中能最大程度的避免植入材料的“應力遮擋”作用[13]。鎂作為人體內的微量元素之一，在體內廣泛存在，并參與體內多種代謝途徑。它的的化學性質活潑，在生理性環境下易降解吸收，鎂合金的降解可促進鈣的沉積，在成骨初期成骨速度快，骨引導性能優于鈦[14]。此外，鎂合金在術后不會干擾CT和MRI的成像檢查[15]。綜合鎂及鎂合金以上特征，鎂合金符合生物屏障膜的優越的機械性能、良好的生物相容性及可吸收降解的特點，有望成為一種新型的引導骨再生術中的生物材料。

2.鎂合金作為醫用植入材料的研究進展

鎂合金作為骨科固定材料被廣泛研究，傳統的骨科固定材料的機械強度與天然骨的彈性模量差異性較大易發生應力折斷，造成骨的愈合遲緩。材料磨損和降解的過程中可能會釋放有毒離子或物質對周圍組織造成傷害，且固定后常需要二次手術取出為患者造成精神上的痛苦和經濟上的負擔，固需要尋找一種新型具有類似天然骨機械強度且有降解能力并對人體組織細胞無傷害的材料替代傳統的骨科固定材料，鑒于鎂合金良好的生物學特性及機械性能，近年來國內外許多學者將其應用于醫用植入材料對其生物相容性和細胞毒性以及降解能力進行了廣泛的研究，更有許多學者將其應用于臨床中。

（1）鎂合金及不同涂層表面成骨性能

潘峰[16]等人提取新西蘭大耳白兔的BMSCs誘導為成骨細胞后將其與Mg-Mn-Zn合金聯合培養證實了鎂合金良好的生物相容性及較好的骨誘導生成作用.楊婷婷[17]等人將鎂合金與大鼠的前體成骨細胞共培養，均表現出良好的增殖特性和生物相容性。鎂離子是其主要的降解產物之一，Mg2+能夠有效促進基質細胞向成骨細胞的分化[18]，并且具一定的促進鈣鹽沉積作用。國外學者發現鎂離子濃度的升高有促進骨髓間質細胞的增殖且增強成骨基因的表達，細胞基質生成和礦物質沉積的作用[19]。

由于鎂合金的降解速度較快，近年來，為了更好的改善其性能，減緩其降解速度，研究人員進行了一系列的表面改性研究，在其表面形成的不同的涂層來促進其成骨性能和改善其降解速率。weilin Yu[20]等進行的體外研究，建立兔子骨踝缺損模型，植入氟涂層的AZ31鎂合金多孔支架評估該支架的降解情況和骨體積的變化，發現FA31支架增強了鎂合金的抗腐蝕性且具有更好的生物相容性，能誘導更多的新骨形成。MgF2涂層的鎂合金支架可增強大鼠骨髓基質細胞（rBMSCs）的成骨分化與附著。張濤[21]等將鈣磷涂層和氟涂層的鎂合金與成骨細胞，骨骼肌細胞及人骨髓間充質干細胞共培養，鈣磷涂層鎂合金組中上述細胞的粘附率和增殖率均高于純鎂合金組，鈣磷涂層鎂合金對于COLI，ALP，及OC基因表達有促進作用，而無涂層鎂合金抑制ALP的表達且促進基因OPN的表達。隨后的體內實驗證實，8周后鈣磷涂層的鎂合金金屬與骨組織界面可見較多的新骨形成，骨小梁排列緊密且規則，并且在涂層的鎂合金邊緣未見明顯的降解痕跡，鈣磷涂層有延緩鎂合金降解和促進成骨的作用。由此表明鈣磷涂層處理后提高了鎂合金的生物學性能和成骨能力。國外也有學者認為鈣磷涂層的鎂合金相對純鎂合金而言具有更高的生物相容性[22]，能夠延緩鎂合金的降解時間[23]，并能促進新骨的形成從而有利于植入物的固定和損傷骨的愈合[24]。

羥基磷灰石與人體骨相相容性較好，于是將其應用于鎂合金涂層適用于改善Mg合金的細胞相容性和骨形成能力[25]，Li等[26]采用電泳沉積法制備鎂合金AZ31B表面的羥基磷灰石（HA）涂層，很大程度上改善了材料的耐腐蝕性能和生物相容性并證實HA涂層的鎂合金可促進植入物周圍鈣鹽的沉積，具有誘導骨樣磷灰石的優越性能。W學者[27]通過微弧氧化的方法將氧化物涂層處理后的鎂合金支架植入預備的兔股骨髁骨缺損中，植入3個月后的MAO包被的鎂合金周圍可觀察到新骨的形成，并與新骨直接接觸，與對照組相比，有更多的骨形成，體外實驗證實MAO涂層處理后可使鎂合金植入后保持一段時間的機械強度，為骨的愈合提供了合適的時間。Dolly等[28]制備Col-I涂層的Mg-Zr-Sr合金在體外和體內都能顯著改善其骨誘導活性，表現出更快的新骨形成和較高的礦物質沉積量。這些不同的表面涂層方法不僅改善了其生物相容性，更提高了鎂合金耐腐蝕性能，降低了降解速率。

骨移植材料與鎂合金的聯合用應用可增強其成骨效果，礦化膠原蛋白是口腔常用的一種骨移植材料之一，Qing等制備一種礦化膠原/Mg-Ca合金復合支架材料以改善膠原的機械性能。研究者將此復合支架材料植入到犬拔牙窩內評估其成骨能力和效果。CT、X線等檢測表明鎂合金組合支架材料較單獨的礦化膠原可明顯促進骨再生，有效減少了牙槽嵴的吸收，保存了拔牙位點的骨量[29]。此外，鎂合金不僅有著優越的成骨性能，對于軟組織的愈合也表現出良好的積極作用。Ⅰ型膠原蛋白和Ⅲ型膠原蛋白的比例在某種程度上決定了結締組織的強度和機械穩定性，被認為與創口吻合并發癥的發生相關。創口吻合后膠原蛋白的降解常與基質金屬蛋白酶（MMP-1，MMP-13）相關。（因為MMP-1和MMP-13是切割膠原蛋白Ⅰ和Ⅲ型的主要膠原酶，有助于三螺旋結構的裂解，從而引發膠原的降解。）酶的活性直接決定了Ⅰ和Ⅲ型膠原的合成和沉積率。Wang等[30]研究了鎂合金對軟組織及膠原蛋白形成方面的影響，實驗建立大鼠腹部內盲腸切口模型，植入鎂合金釘和鈦合金釘嵌入修復切口，實驗證實鎂合金可增強Ⅰ和Ⅲ型膠原的表達，抑制基質金屬蛋白酶MMP-1和MMP-13的表達，表明Mg-6Zn合金在相同條件下可以刺激細胞基質（ECM）的合成和積累，促進傷口吻合愈合。

（2）鎂合金的抗菌性能

感染是植入術后常見的并發癥之一，植入物一旦感染，其表面周圍及植入材料和骨之間界面就會有細菌的粘附和定植，而細菌的定植就會引發感染的持續存在[31]。關于鎂合金在抗菌性能方面的研究進來也成為學者們的研究熱點，有研究表明，植入物的抗菌性能在決定植入結果成功與否的過程中起著重要的作用[32]。鋅離子具有極好的抗菌能力，研究人員設計出一種新型的四元鎂鈣鍶鋅合金材料發現其具有明顯的抗菌性能并且這種性能的高低與鋅含量呈正相關，為其成為新型的可降解抗菌植入材料奠定了基礎[33]。在AZ31鎂合金基體上制備氫氧化鎂膜以及由硫酸慶大霉素（GS）和聚四苯乙烯鈉（PSS）通過逐層組裝形成的多層膜，表現出優越的抗菌性能，層層組裝的多層膜能有效抑制體外金黃色葡萄球菌的生長[34]。鎂合金口腔內植入后降解產物會在一定程度上使局部PH值升高，減少植入局部菌斑內Pg、Fn、Pi、Aa的數量，達到抑菌效果[9]，為鎂合金應用于預防種植體周圍炎及牙周炎奠定了基礎。Brooks[35]等進行的體外實驗發現與商業純鈦相比，鎂合金AZ91表面細菌菌落數目與生物膜大小均明顯減少，證實鎂合金在某種程度上可降低鮑氏不動桿菌的附著。但在體內實驗中，純鎂植入物表現出不能足以抑制細菌的定植，甚至延長可細菌生物膜的存在時間[36]。因此，鎂及其合金的抗菌性能有待通過一系列技術繼續改進并且要明確在體內的抗菌作用。

由于鎂合金在優越物理性能和生物相容性方面表現出的優勢，因此，我們設想，鎂合金是否可作為這樣一種屏障膜材料，同時具備了維持空間和有一定挺度的性質，又能可吸收降解促進骨組織和軟組織再生。13年曾有學者將鎂合金作為引導骨組織再生膜，聯合組織工程進行骨垂直增量修復嚴重吸收的犬下頜牙槽骨，觀察其成骨效果。結果表明鎂合金膜組在初期的成骨速度明顯優于鈦合金膜組合未蓋膜組。鎂合金材料周圍成骨活躍，其周圍骨密度、骨小梁體積分析與鈦合金膜無明顯差異[14]。但鎂合金組由于降解產氣，使成骨體積少于鈦合金組，且表面高度不規則。因此，如何控制鎂合金降解產氣的問題成為我們需要攻克的難點，還有待進一步研究實踐，從而為其未來作為引導骨再生膜的臨床應用提供理論基礎。

三、問題與展望

鎂合金膜具有優越的物理性能和良好的骨引導性和骨誘導性，但由于降解產氣形成占位，使成骨體積受到影響。鎂合金材料的研究需在減緩降解速率和如何使得鎂合金的降解速度與骨形成的速度相匹配，從而提供一個穩定的成骨空間仍需要進一步探究。不同涂層改性的方法的應用來增強鎂合金屏障膜的生物相容性的同時是否保持其良好的機械支持作用、如何進一步促進軟組織愈合和提高抗菌能力方面值得進一步研究，從而提高鎂合金在引導骨再生屏障膜中的應用潛力。