周盟 黃藝聰 康斌**

（1.骨科生物材料國家地方聯(lián)合工程研究中心，廣東深圳 518036；2.北京大學(xué)深圳醫(yī)院骨關(guān)節(jié)科，廣東深圳 518036）

早在19 世紀(jì)初，鎂金屬作為骨科內(nèi)植物材料用于人體治療，有學(xué)者將鎂金屬線用于術(shù)中的結(jié)扎止血[1]。后因為鎂金屬機械性能與人體皮質(zhì)骨相似（表1），又有多例報道使用鎂合金內(nèi)植物治療骨折，但因降解速度過快以及產(chǎn)生無法處理的氣腔而導(dǎo)致治療失敗的比例較高[2]，鎂合金材料作為骨科植入物的應(yīng)用隨之減少。

進入21 世紀(jì)后隨著材料生產(chǎn)工藝的不斷提高，將鎂進行合金化處理后，其機械性能、抗腐蝕性能等得到提高[3]，且生物安全性未受影響，鎂合金因此再次成為骨科領(lǐng)域研究熱點之一。鎂降解釋放的Mg2+參與生物體內(nèi)多種新陳代謝，包括調(diào)節(jié)骨代謝活動，誘導(dǎo)新骨生成。大量研究證明Mg2+能夠通過多個信號通路影響骨代謝。多項人體外細(xì)胞實驗、動物體內(nèi)實驗和一些臨床試驗證明鎂合金具有骨科內(nèi)植物材料所需的特性，有望成為一種骨科特色應(yīng)用的新型材料。

1 鎂的合金化

鎂的合金化是在鎂金屬中加入其他金屬元素構(gòu)成合金，通過調(diào)整不同元素的含量或者添加不同元素，優(yōu)化鎂材料的性能。鎂在合金化后抗腐蝕性、機械強度得到了明顯提高（表2），同時具有較好的生物安全性。目前最常用的合金化元素是鋅（Zn）、鋯（Zr）、鈣（Ca）、鍶（Sr）、鋁（Al）等。以下就添加不同金屬得到的二元、三元及多元鎂合金材料的研究進展進行闡述。

1.1 二元鎂合金

1.1.1 鎂-鋅二元合金：鋅是人體必需微量元素之一，在人體生長發(fā)育過程中起著極其重要的作用。鎂-鋅合金比純鎂具有更好的機械強度[4]和耐腐蝕性[5]。鋅使鎂-鋅合金屈服強度（抵抗外力使之變形的強度）增加，研究表明當(dāng)鋅含量為6wt%（鋅占總重量的6%）時屈服強度最大，含量為4wt%時終極抗拉強度和延展性最佳[6]。鎂-鋅二元合金比純鎂抗腐蝕性強，將三種鎂-鋅合金（Mg-1Zn、Mg-5Zn 和Mg-7Zn）和純鎂在模擬體液（simulated body fluid,SBF）中浸泡后觀察溶液pH值變化，三種鎂-鋅合金溶液pH值改變均小于純鎂，其中Mg-5Zn合金pH變化最小[7]。在電化學(xué)測試和腐蝕形貌觀察的基礎(chǔ)上，發(fā)現(xiàn)隨著鋅含量的增加，鎂-鋅合金的耐蝕性大約成拋物線變化，鋅含量在2～3wt%范圍耐蝕性最佳，高于或低于此范圍后，可觀察到MgxZny二元共晶化合物（兩種金屬離子通過金屬鍵按一定比例相形成晶體化合物，x、y分別為鎂離子、鋅離子數(shù)量）生成增多，產(chǎn)生“微陰極”效應(yīng)，導(dǎo)致合金降解速度加快[8]。在鎂中加入鋅可以提高鐵、鎳、鈷等雜質(zhì)的含量限度，有效降低合金電偶腐蝕的可能性，增強抗腐蝕性[9]。多項動物實驗證實鎂-鋅合金具有良好的生物相容性（表3），將鎂-鋅（5.62wt%鋅）棒植入兔子股骨后，對心肝腎脾等器官進行檢測，未發(fā)現(xiàn)合金對這些器官有任何毒性[10]。

表1 正常骨組織與純鎂的機械性能

表2 部分鎂合金植入物的機械性能

1.1.2 鎂-鋯二元合金：鋯是鎂合金化中最常用的晶粒（組成多晶體的外形不規(guī)則的小晶體，直徑通常在0.015～0.25 mm）細(xì)化劑，在鎂中加入鋯可使等軸晶系（對稱性最強晶系，如立方體、四面體、八面體等）細(xì)化，使合金具有更好的抗腐蝕性和機械強度。鎂-鋯合金的耐腐蝕性增強是由于在表面形成鋯、鎂的氫氧化合物[11]。Mg-1Zr 在所有二元鎂-鋯合金中具有最高的應(yīng)力強度和延展性。分別在SBF 溶液和平衡鹽（Hank）溶液中浸泡300 h后，Mg-1Zr氫氣產(chǎn)生量均明顯低于純鎂。同樣，浸泡在DMEM（Dulbecco's modified eagle medium，伯克改良伊格爾培養(yǎng)基）中，Mg-1Zr 的pH 變化（8.58±0.05）比純鎂（9.18±0.14）更小[12]。鋯使鎂-鋯合金晶粒細(xì)化，提高了延展性和耐腐蝕性。鎂-鋯合金中當(dāng)鋯含量達到3.8wt%時可使晶粒尺寸減小，當(dāng)超過該含量限度時會產(chǎn)生純鋯顆粒，從而影響合金性能[13]。

1.1.3 鎂-鈣二元合金：鈣是組成人體骨骼最重要的礦物質(zhì)之一，因此鎂-鈣合金的生物相容性好，具有非常好的骨科應(yīng)用前景。鈣同樣可細(xì)化鎂的晶粒從而提高合金的機械性能[4,19]。鈣含量0.6wt%時合金具有最佳的抗彎和抗壓強度[14]。當(dāng)鈣處于較低含量時（0～4wt%），鎂-鈣合金抗拉強度較純鎂增加，抗腐蝕性增強[15]。鎂-鈣合金的耐腐蝕性在鈣含量0.6wt%時最佳，進一步增加鈣含量反而降低了鎂-鈣合金在SBF中的極化電阻（電流通過電解質(zhì)溶液和電極表面的某種類型的膜時產(chǎn)生的歐姆電位降），增加Mg2Ca 二元共晶體積，從而使原電池反應(yīng)增強，并最終降低抗腐蝕性[4]。評估降解性能的另一個重要指標(biāo)是電解液pH 變化，鎂降解產(chǎn)生Mg（OH）2使溶液pH 增高，因此溶液pH 增高程度越大，合金降解程度越高。將5種鎂-鈣合金浸泡在SBF 中發(fā)現(xiàn)鈣含量最低的Mg-0.5Ca 合金pH 改變最小，鈣含量最高的Mg-10Ca 的pH改變最大[1]。目前有多項關(guān)于鎂-鈣合金的體內(nèi)研究，Makkar 等[16]通過SEM、EDX 和XRD 觀察鎂-鈣合金在兔子體內(nèi)降解變化，發(fā)現(xiàn)Mg-0.5Ca 具有良好的生物相容性，并具有增強的骨形成，Mg-5.0Ca合金具有更高的初始腐蝕速率，更快的降解速度和更長的發(fā)炎時間。Erdmann 等[17]將Mg-0.8Ca 螺釘植入兔脛骨，評估其機械性能和降解性能，采用316L 不銹鋼螺釘作為對照。術(shù)后3 周兩組均見新生骨組織。在降解方面，Mg-0.8Ca 螺釘在2 周后有輕度降解，4～8周觀察到降解明顯加快，盡管Mg-0.8Ca 螺釘在2～4周的抗拉強度與不降解的316L 螺釘相當(dāng)，但4～8 周其抗拉強度明顯下降（表3）。表明期間Mg-0.8Ca 合金在體內(nèi)降解速度過快，導(dǎo)致其機械強度早期下降。鎂、鈣均為人體正常攝入元素，因此鎂-鈣合金具有自然生物相容性。目前實驗未發(fā)現(xiàn)鎂-鈣合金植入物在動物體內(nèi)產(chǎn)生任何毒性或不良反應(yīng)[18]。將鎂-鈣合金植入兔體內(nèi)觀察8 周，具有良好的生物相容性[19]。

1.1.4 鎂-鍶二元合金：鍶是人體內(nèi)重要微量元素之一，其中99%儲存在骨骼內(nèi)。與鎂、鈣相似，鍶與骨的形成密切相關(guān)，并可以調(diào)節(jié)骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞向成骨細(xì)胞分化[20]。鍶的加入可以提高鎂-鍶合金的抗壓強度、生物相容性[13]。鎂與鍶的合金化過程中其微觀結(jié)構(gòu)發(fā)生基于α-Mg和Mg17Sr2兩相的晶粒細(xì)化（金屬鑄錠過程中使金屬截面上具有均勻、細(xì)小的等軸晶），使合金的機械強度增加，鎂中鍶含量增加也導(dǎo)致第二相析出物的形成和晶粒細(xì)化[11]。鍶含量為2wt%的鎂合金抗拉和曲屈強度最佳，另一方面，在與鍶合金化后鎂的延展性降低[21]。加入鍶后，合金的耐腐蝕性提高，當(dāng)鍶含量在1.5～2wt%時耐腐蝕性最佳。鍶含量超過2%時，Mg17Sr2二元相形成增多，原電池腐蝕增強，降低了合金抗腐蝕性[22]。體外研究表明鍶含量增加到2wt%時，鎂-鍶合金在Hank 溶液中的耐腐蝕性增加[23]。鍶含量小于1.5wt%的鎂-鍶合金在SBF 中降解速率低于純鎂，腐蝕速率最慢的為含0.5wt%鍶的合金[21]。鍶不僅有自然生物相容性，同時有生物活性。Mg-0.5Sr 合金與Mg 63 細(xì)胞在DMEM中共培養(yǎng)，合金對細(xì)胞無毒副作用[17]。動物實驗也證實了鎂-鍶合金的自發(fā)降解性和良好的生物相容性，Gu 等將Mg-2Sr 合金棒植入小鼠股骨，4 周后Mg-2Sr合金棒有降解跡象，新生骨密度明顯高于空白對照組。盡管合金棒有局部的表面腐蝕，但基本保持了完整形態(tài)。新形成的骨與合金表面接觸良好[14]。相似的研究，Dong等將Mg-1.5Sr合金植入兔體內(nèi)，植入8周后的結(jié)果證明鎂-鍶合金生物相容性好（表3），具有作為骨科植入材料的潛力[24]。目前研究都限于4～8周較短期的生物安全性評估，還需要更多體內(nèi)實驗評估其長期生物安全性。

表3 不同鎂合金在實驗動物體內(nèi)成骨及降解情況

1.1.5 鎂-鋁合金：將鋁加入鎂中可以促進合金固溶強化（純金屬經(jīng)過適當(dāng)?shù)暮辖鸹?，強度、硬度提高的現(xiàn)象）及時效硬化過程，提高鎂-鋁合金的機械強度和耐腐蝕性，同時也表現(xiàn)出很好的可鑄造性[25]。鎂-鋁合金中鋁最佳含量在2～9wt%，在此范圍內(nèi)，隨著鋁的含量增加鎂-鋁合金的腐蝕速率會逐漸減緩[26]，原因之一是合金表面形成不溶的Al2O3，起到保護作用。Miura等將Mg-1Al合金模型分別植入小鼠頭部、背部、股骨干內(nèi)4周，在頭部中被腐蝕最快，在背部中部被腐蝕，而在股骨中腐蝕最慢，考慮是頭部手術(shù)傷口未成熟的肉芽組織覆蓋較其他部位厚，提供大量新生血管所致，但在組織學(xué)觀察下都具有良好的生物相容性[27]。相比純鎂，鎂-鋁合金在SBF溶液、磷酸鹽緩沖液（phosphate buffer solution,PBS）和NaCl溶液中抗腐蝕性增強[28]。鎂-鋁合金抗腐蝕的另一個重要因素是含有雜質(zhì)元素（Fe、Ni、Cu），當(dāng)雜質(zhì)元素的含量保持在一定限度內(nèi)，可以避免形成原電池反應(yīng)。若雜質(zhì)元素超過其含量限度，可在合金內(nèi)部構(gòu)成原電池的陰極，產(chǎn)生原電池反應(yīng)，導(dǎo)致合金局部腐蝕，加快降解[29]。例如鐵含量高于容限時，腐蝕速率會迅速增加，然而隨著合金中鋁含量的增加，其耐蝕性下降的趨勢會得到一定的扼制，但不能得到逆轉(zhuǎn)[30]。

1.1.6 鎂-銅合金：銅金屬具有一定抗菌性能，但其與Mg制備成合金，易出現(xiàn)電偶腐蝕，隨著Cu的加入，合金的腐蝕速率顯著增加。但隨著工藝技術(shù)的提高，Yan 等制備出Cu 含量在0.1～0.3wt%范圍內(nèi)的Mg-Cu合金。發(fā)現(xiàn)Mg-0.1Cu合金具有最佳的耐蝕性能和良好的抗菌活性，Mg-Cu 合金可以促進成骨、血管生成，并有望用于骨髓炎的治療，成為抗菌生物降解植入材料。Mg-0.1Cu 合金具有較慢的降解速度，但49.5 mm/年的腐蝕速率仍然過快，不能應(yīng)用于骨科臨床中，如何控制降解速率仍是Mg-Cu 合金面臨的主要困難[31]。

1.2 三元鎂合金

有學(xué)者以羥基磷灰石（hydroxyapatite,HA）作為對照，對ZK30（Mg-Zn-Zr）合金的生物相容性進行評估，發(fā)現(xiàn)ZK30具有更高的生物相容性，并能促進細(xì)胞增殖[32]。使用4 種Mg-4Zn-xSr 合金（4wt%鋅和含量分別為0.15、0.5、1.0和1.5wt%的鍶）作用于人類胚胎干細(xì)胞評估其生物相容性，4種三元合金均比純鎂具有更好的促細(xì)胞活性，促細(xì)胞活性最強的是鍶含量為0.15wt%的Mg-4Zn-0.15Sr 合金[33]。將Mg-Zn-Ca合金與脂肪來源間充質(zhì)干細(xì)胞在DMEM中共培養(yǎng)24 h，干細(xì)胞生存能力比在無Mg-Zn-Ca 合金的DMEM中要高[26]。在鎂-鋅合金中加入其他元素形成三元合金，可進一步改善鎂-鋅合金的性能。在Mg-4Zn 合金中添加鈣，當(dāng)鈣含量在0.2～0.5wt%范圍內(nèi)，極限抗拉強度和延展性最佳，鈣含量0.2wt%時合金在Hank溶液中生成H2最少，耐腐蝕性最高[23]。Zhang 等將不含涂層的Mg-Zn-Ca 合金（鋅含量2.5～3.0wt%，鈣含量0.5～1.5wt%）植入兔子尺骨缺損模型中，雖然有促骨效應(yīng)，但是合金在植入的12周后幾乎完全降解，降解速度過快不能給骨再生提供合理的機械性能支持，因此考慮通過增加表面涂層控制鎂合金的降解速度[34]。同樣，Mg-Zn合金加入一定重量的鍶也可以改善耐腐蝕性。比較三種Mg-Zn-Sr 合金（鍶含量分別為0.5、1.0和1.5wt%），含0.15wt%鍶的Mg-Zn-Sr合金在SBF 溶液中質(zhì)量損失最少。ZSr41 合金（一種Mg-Zn-Sr 合金）的機械性能，如硬度、極限抗拉強度和延展性與時效處理（合金經(jīng)過固溶處理，從高溫淬火或經(jīng)過一定程度的冷加工變形后，在較高的溫度或室溫放置爆出其形狀、尺寸，性能隨時間而變化的熱處理工藝）有關(guān)，175℃條件下時效處理時間8 h 時上述性質(zhì)最佳，若時效時間延長上述性能反而下降[35]。在Mg-4Zn 合金當(dāng)中添加Nd(釹)量為1.0wt%時，二次枝晶間距降低至10～20 μm，屈服強度和延伸率達最高值，分別是195.7 MPa 和6.8%[36]。體內(nèi)實驗證明三元鎂合金具有良好的成骨特性，Bian等將Mg-1.8Zn-0.2Gd 鋼釘植入鼠股骨內(nèi)，2 個月后合金外形依然保持完好，6個月后合金才基本完全降解[41]，整個降解過程均觀察到良好的成骨效應(yīng)。盧燕勤等將含Ca-P 涂層ZK60（Mg-5.5Zn-0.45Zr）合金植入大鼠股骨缺損模型中，8 周后可見明顯成骨反應(yīng)，組織沒有填滿缺損區(qū)域[38]（表3）。

與純鎂相比，鎂-鋅合金（鋅含量2～5wt%）極限抗壓強度明顯增強，Mg-Zr-Sr 合金（鋅含量2～5wt%，鍶含量2～5wt%）極限抗壓強度隨鍶含量增加而下降。Mg-Zr-Sr 合金的耐蝕性隨晶粒尺寸的減小而降低，因為隨著鍶含量的增加，合金晶界的寬度和粗糙度增加[39]。Cipriano 等將ZSr41-Mg 合金髓內(nèi)釘植入大鼠脛骨內(nèi)，通過CT 掃描3D 重建觀察植入髓內(nèi)釘變化，在28天前均勻降解，但其后開始失去結(jié)構(gòu)完整性并降解成更小的節(jié)段[40]。另外有學(xué)者將不同含量Mg-Zr-Sr合金植入兔子股骨內(nèi)，3個月后Mg-1Zr-2Sr組和Mg-2Zr-5Sr 組骨密度和骨礦物質(zhì)含量均高于Mg-5Zr組（表3）。同時發(fā)現(xiàn)Mg-5Z組和Mg-2Zr-5Sr組新生骨與合金表面接觸欠佳。Mg-1Zr-2Sr新生骨與合金表面融合良好?？傮w來說Mg-1Zr-2Sr合金降解速率和機械性能以及生物相容性最好[38]。

在鎂-鋁合金中加入其他元素，如鈣、鋅、錳（Mn）、稀土元素（rare earth elements,REEs）等可以改善性能。將鈣加入AZ91（Mg-Al）合金中可以細(xì)化β相的微觀結(jié)構(gòu)并使其熱穩(wěn)定性增加，提高屈服強度（抗變形應(yīng)力）和蠕變強度（固體材料在保持應(yīng)力不變的條件下，應(yīng)變隨時間延長而增加的現(xiàn)象）。把鈣和鑭系元素（鑭：La，鈰：Ce）一起加入AZ91 合金，可提高屈服強度和蠕變強度[41]。在鎂-鋁合金中加入鋅可提高耐腐蝕性，加入硅（Si）在高溫下增加了蠕變強度和抗張力強度[42]。Mg-Si-Sr合金中，降解速率的加快與鍶相含量和金屬間化合物MgSi、MgSiSr 和Mg?SiSr粗大顆粒的存在有關(guān)[43]。

1.3 多元合金

Hendrik 等將MgYREZr（WE43）合金制備成接骨板模型，在體外分別與人成骨細(xì)胞、成纖維細(xì)胞和骨肉瘤細(xì)胞孵育，與傳統(tǒng)鈦合金相比，有明顯促細(xì)胞生成效果，表現(xiàn)出良好的生物相容性，但增殖率呈時間依賴性降低，尤其是成纖維細(xì)胞組[44]。另有學(xué)者將Mg-0.96Zn-0.21Zr-0.3REEs棒植入兔子脛骨，在術(shù)后第12 周未觀察到合金降解，在第36、53 周分別降解約58%和85%，雖然觀察到骨組織生成效果好，但新生骨密度和孔隙率相對于正常骨差，因此不建議繼續(xù)使用它進行生物醫(yī)學(xué)實驗[33]。多種元素加入鎂合金中，同時需要注意生物安全性，孔祥東等在新西蘭兔子腹腔中植入AZ31 鎂合金，在長達24 周的觀察中，兔子的抽血檢查未見金屬元素指標(biāo)異常，組織標(biāo)本未見有害物質(zhì)集聚[45]（表3）。在Mg-Zr-Sr 合金中加入適量的稀土元素能改善抗腐蝕性，提高生物相容性和機械性能，當(dāng)鈥（Ho）元素含量從1wt%增加到5wt%顯示合金晶粒尺寸明顯下降，耐腐蝕性有所提高。Mg-1Zr-2Sr-xHo（x＜5wt%）合金作用于成骨細(xì)胞，比Mg、Mg-1Zr-2Sr 和對照組表現(xiàn)出更好的生物相容性[46]。鋯（Zr）是鎂合金晶粒細(xì)化的最佳元素之一，可以與鍶、鈣、鈥一起被添加入鎂合金。Mg-1Zr-2Sr-3Ho是目前機械性能、抗腐蝕性和生物相容性最好的合金[46]。加入少量其他元素進行合金化可以提高鎂-鈣合金的機械性能和抗腐蝕性，如鋁、鋅、錳。將鋁加入鎂-鈣合金可提高時效硬化反應(yīng)（過飽和固溶體在時效過程中使合金的強度和硬度升高現(xiàn)象），增強機械強度[47]。與Mg-2Ca 和Mg-4Ca 相比，Mg-2Ca-0.5Mn-2Zn 在SBF 中pH 值變化最小，具有更好的耐蝕性[48]。

1.4 不同鎂合金在骨科植入材料領(lǐng)域的臨床試驗

多項動物體內(nèi)實驗雖然證實不同鎂合金都有良好的治療效果，但尚無研究明確哪種合金治療效果最佳（表4）。鎂合金作為骨科新型內(nèi)植物，目前取得了一定的臨床進展，Mg-Y-RE-Zr（鎂-釔-稀土元素-鋯）合金、Mg-5Ca-1Zn 兩種鎂合金和純鎂都已經(jīng)進行了臨床實試驗。2010 年，Plaass 使用德國Syntellix公司生產(chǎn)的Mg-Y-RE-Zr 螺釘應(yīng)用于拇外翻矯形手術(shù)，術(shù)后骨折端愈后良好，患者未出現(xiàn)不良反應(yīng)[49]。隨后該公司推出的鎂合金螺釘用于治療四肢骨折及骨折不愈合等，均取得良好效果[50,51]。2015 年，韓國生產(chǎn)的Mg-Ca-Zn 螺釘被批準(zhǔn)應(yīng)用于臨床舟骨及橈骨遠(yuǎn)端骨折不愈合內(nèi)固定治療，臨床觀察顯示，患者骨折線愈合良好，螺釘可在6～18 個月內(nèi)完全降解[51]。大連大學(xué)附屬中山醫(yī)院趙德偉將純鎂螺釘用于股骨頭壞死的游離髂骨移植治療。術(shù)后隨訪時間1 年，降解螺釘周圍骨生長明顯好于對照組，表現(xiàn)出良好的成骨性能[52]。上述臨床試驗均使用單個純鎂或鎂合金螺釘，植入部位為非負(fù)重區(qū)域，取得了良好的臨床治療效果?？紤]到未來鎂合金內(nèi)植物可能會運用到需要提供強大支撐力或扭轉(zhuǎn)力的長骨，因此其是否能夠提供足夠的機械強度仍然未知。Hel?mecke 等使用Mg-Y-RE-Zr 鎂合金干涉螺釘固定人工韌帶在人造骨上，較普通干涉螺釘，鎂合金干涉螺釘需要更大的力量才可拔除，給韌帶固定提供更好的穩(wěn)定性[48]。目前臨床試驗均未觀察到純鎂及鎂合金螺釘周圍骨質(zhì)內(nèi)及軟組織內(nèi)有大量氣體聚集，僅在周圍的骨質(zhì)內(nèi)見射線透亮區(qū)，周圍軟組織內(nèi)見少量氣體聚集，前者在術(shù)后4～6 周內(nèi)消失，軟組織內(nèi)氣體在術(shù)后2個月內(nèi)被完全吸收[50,51]。氣體量不多原因可能與螺釘與人體體積比較小有關(guān)。若后期需要使用較多數(shù)量的螺釘或體積較大的鎂合金板或者假體時，降解過程可能產(chǎn)生大量氣體聚集于周圍組織內(nèi)。此時對其降解速度的控制尤為重要，減緩降解速度是控制氣體產(chǎn)生的關(guān)鍵所在。目前的臨床試驗證明純鎂及鎂合金螺釘在骨科臨床應(yīng)用方面提供了所在部位所需的支撐力，同時具有較高的生物相容性，且降解速度未出現(xiàn)過快的現(xiàn)象[50,51]。臨床試驗為鎂合金未來在骨科的臨床應(yīng)用提供了寶貴的數(shù)據(jù)，打下堅實的基礎(chǔ)。隨著更多臨床試驗的開展，將會對鎂合金在骨科的應(yīng)用起到巨大的推進作用。

2 鎂合金現(xiàn)存的主要問題與挑戰(zhàn)

鎂-鋅合金具有良好的力學(xué)性能、耐腐蝕性和生物相容性。目前鋅是被推薦為生物醫(yī)用鎂合金的首選合金化元素，當(dāng)鎂合金中鋅含量為4wt%時力學(xué)性能、耐腐蝕性最佳[6]。同時可在鎂-鋅合金中添加其他元素提高生物性能，但要保持4wt%的鋅含量。盡管鎂-鈣合金生物相容性和機械強度好，然而其降解速度過快導(dǎo)致早期機械性能下降，極有可能使內(nèi)固定失效。因此如何提高其抗腐蝕性，控制降解速度仍是鎂-鈣合金需要解決的首要問題。鎂-鍶合金除了有良好的機械性能、生物相容性和抗腐蝕性，還具有一定的生物活性，能促進骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞向成骨細(xì)胞分化。但如何獲得鎂-鍶的最佳抗腐蝕效果和力學(xué)性能仍然是一個挑戰(zhàn)。在鎂-鍶基礎(chǔ)上加入較強的抗腐蝕元素形成三元合金是解決此問題的較好方法，但仍需要體內(nèi)實驗證明長期生物相容性。鎂-鋁合金雖然具有較好的機械強度和耐腐蝕性能，但鋁在體內(nèi)的堆積可導(dǎo)致中樞神經(jīng)損傷，并對體內(nèi)成骨細(xì)胞有害。關(guān)于鎂-鋁合金的生物相容性仍存在爭議，雖然有學(xué)者將Mg-1Al合金放入大鼠體內(nèi)4周，結(jié)果表明合金具有良好的生物相容性[27]。目前實驗已證實鎂-鋁合金的短期生物相容性，但還未明確鋁的安全含量范圍及鎂-鋁合金是否有長期的生物相容性。迄今沒有明顯的證據(jù)表明其具有長期的生物相容性，因此使用鎂-鋁合金進行臨床研究要慎重。

表4 不同國家實驗鎂或鎂合金進行臨床研究情況

鎂合金作為極具潛力的骨科內(nèi)植物材料，除了可自發(fā)降解、生物相容性好等優(yōu)點外，鎂在體內(nèi)降解產(chǎn)生Mg2+還可促進新骨形成，但具體成骨機制尚未完全明確。目前對Mg2+的促成骨作用的分子生物學(xué)研究雖取得了一定的進展，認(rèn)為Mg2+的促成骨可能與PI3K/Akt通路、骨保護素（OPG）/RAKL通路、TRPM蛋白通路及Wnt 信號通路等有關(guān)。但具體每個通路在成骨方面作用大小仍需進一步研究明確[53]。

鎂合金在骨科應(yīng)用中存在的主要挑戰(zhàn)仍然是如何控制合金降解和氣體的產(chǎn)生的速度。完美的骨科可降解內(nèi)植物材料在骨折愈合前不被降解，提供足夠的機械強度，以維持堅強內(nèi)固定作用，骨折愈合后緩慢均勻降解，避免產(chǎn)生大量氣體聚集。鎂合金早期降解速度過快導(dǎo)致機械強度的快速下降，產(chǎn)生的氣體聚集在植入部位，從而導(dǎo)致內(nèi)固定作用失效、疼痛、感染等并發(fā)癥。目前解決的主要方法是合金化和表面涂層技術(shù)。表面涂層技術(shù)可使內(nèi)部合金與組織隔絕，常用涂層有鈣磷陶瓷涂層（如羥基磷灰石HA）、β-磷酸三鈣（β-TCP）、聚乳酸-羥基乙酸共聚物（PLGA）、二水磷酸氫鈣（DCPD）、聚合物涂層聚己內(nèi)脂（PCL）及復(fù)合涂層，也有學(xué)者不斷制備出各種新型涂層，使用氟化物處理獲得MGF 涂層[54]。雖然在骨折愈合早期不被降解，以維持其內(nèi)固定作用，待涂層完全降解后內(nèi)部的鎂合金接觸到體液后均勻緩慢降解，但缺乏涂層保護的鎂合金后期降解速度較快仍可能產(chǎn)生大量氣體，引起并發(fā)癥[33]。將具有生物相容性的元素及稀土元素加入鎂中進行合金化，可以有效提高合金抗腐蝕性。但其早期抗腐蝕性未必能達到臨床應(yīng)用標(biāo)準(zhǔn)，因此可以將二者結(jié)合，早期具有涂層保護的鎂合金在涂層的保護下不發(fā)生降解，提供足夠的力學(xué)支撐作用，后期涂層降解完全后合金緩慢降解避免產(chǎn)生大量氣體聚集,并局部持續(xù)提供一定濃度鎂離子，提高抗菌及促骨修復(fù)效果[38,55-57]。

3 總結(jié)與展望

鎂合金具有可降解性能、良好的力學(xué)相容性和生物安全性，作為新一代可降解醫(yī)用金屬材料，目前是骨科內(nèi)植物領(lǐng)域研究熱點之一，被譽為“革命性的金屬生物材料”[58]。但最終能否取代傳統(tǒng)內(nèi)固定材料并廣泛應(yīng)用于骨科臨床治療取決于是否有可控的降解速率、材料的安全性及對產(chǎn)生氣體的處理。因此需要更多系統(tǒng)深入的研究，為鎂合金的臨床骨科應(yīng)用提供更加可靠的科學(xué)實驗依據(jù)。相信隨著化學(xué)制造工藝的發(fā)展和醫(yī)學(xué)的進步，各種新型可降解醫(yī)用鎂合金材料在骨科將得到更廣泛的應(yīng)用。