孫 疆，石章智，李亞庚，李相民，李危石*，王魯寧*

(1 北京大學(xué)第三醫(yī)院 骨科，北京 100191；2 骨與關(guān)節(jié)精準(zhǔn)醫(yī)學(xué)工程研究中心，北京 100191；3脊柱疾病研究北京市重點實驗室，北京 100191；4 北京科技大學(xué) 材料科學(xué)與工程學(xué)院北京材料基因工程高精尖創(chuàng)新中心，北京 100083)

近年來，鋅(Zn)作為一種新型醫(yī)用可降解金屬，受到材料學(xué)和醫(yī)學(xué)界廣泛關(guān)注。Zn是人體第二大必需微量元素，參與300多種酶的活動，與鋅指蛋白相關(guān)的基因占人類基因組的3%，表明Zn在人體多種生理功能中發(fā)揮著重要作用[1]。例如在不同細(xì)胞水平上的直接信號傳導(dǎo)功能；在傷口愈合、大腦發(fā)育和細(xì)胞膜穩(wěn)定性等廣泛的細(xì)胞和生化過程中，作為酶輔因子、蛋白質(zhì)的結(jié)構(gòu)成分和轉(zhuǎn)錄調(diào)節(jié)因子發(fā)揮著關(guān)鍵作用；作為抗氧化劑穩(wěn)定DNA和細(xì)胞膜；改善內(nèi)皮完整性并防止動脈粥樣硬化[2]。Zn2+通過促進(jìn)成骨細(xì)胞和軟骨細(xì)胞分化，抑制破骨細(xì)胞分化和活化等方式，在骨生長中發(fā)揮積極作用[3]。Zn的降解速率介于Mg和Fe之間，降解過程不存在類似Mg的明顯析氫反應(yīng)，不會產(chǎn)生因降解氣體累積引發(fā)的組織腫脹，降解產(chǎn)生的Zn2+還具有一定的抑菌作用。因此，可降解醫(yī)用鋅基材料制成的骨科內(nèi)植物，與傳統(tǒng)永久金屬內(nèi)植物相比，感染及慢性炎癥的風(fēng)險下降、無需二次手術(shù)取出，還有望發(fā)揮促成骨、促進(jìn)腱骨愈合等療效，加速患者康復(fù)。

目前，可降解醫(yī)用鋅基植入器件適合工業(yè)化生產(chǎn)的制備加工路徑主要為：鑄造→塑性成形→減材制造→后處理(此非必須)→成品。Zn的熔點約為419 ℃，遠(yuǎn)低于Mg和Fe的熔點，且熔融態(tài)Zn的化學(xué)活性遠(yuǎn)低于Mg，與Al類似，可在空氣中熔煉，因此，可降解醫(yī)用鋅基材料的鑄造較易實現(xiàn)。鑄態(tài)可降解醫(yī)用鋅合金普遍具有拉伸脆性，斷后伸長率<5%，但是卻具有較好的壓縮塑性，普遍可以承受>30%的壓縮變形[4]。因此，鑄造后的第1次塑性成形通常為壓力加工，以充分發(fā)揮材料的壓縮塑性，通過動態(tài)再結(jié)晶等機(jī)制消除拉伸脆性，提高材料的成形性，為后續(xù)多種形式的加工打下良好基礎(chǔ)。理想情況下，塑性成形過程中材料的體積不變。而實際生產(chǎn)中，涉及去除表面氧化皮和去頭尾等減材過程。塑性成形之后的減材制造，包括激光切割、機(jī)加工等，將得到植入器件毛坯或者直接得到成品。以北京科技大學(xué)和山東百多安公司等單位聯(lián)合開發(fā)的Zn-Cu合金冠脈支架為例，其制備加工流程為：鑄造→1道次擠壓→多道次拉拔成毛細(xì)管→激光切割成支架毛坯→后處理→成品[5]。再以北京科技大學(xué)和北京大學(xué)第三醫(yī)院聯(lián)合開發(fā)的高強(qiáng)Zn-Mn-Mg合金界面螺釘為例，其制備加工流程為：鑄造→1道次擠壓→機(jī)加工→成品[6]。

目前已對多種可降解醫(yī)用鋅基材料骨科植入物進(jìn)行了動物體內(nèi)評估，鋅合金冠脈支架和界面螺釘都沒有使用純Zn制造，這是因為純Zn的強(qiáng)度低，抗拉強(qiáng)度一般小于150 MPa，硬度一般<40HV，因此在植入過程與骨道的摩擦磨損中或植入后6個月內(nèi)均面臨較大的結(jié)構(gòu)失效風(fēng)險，難以發(fā)揮預(yù)期療效。合金化是提高純鋅強(qiáng)度的有效方法，部分合金化元素還能顯著提高純鋅的塑性，例如Mn和Li[4,7-8]?；赯n及其合金的多種骨科內(nèi)植物如圖1[6,9-12]所示。本文將以純鋅及其合金化元素為脈絡(luò)，重點對面向骨科領(lǐng)域應(yīng)用的可降解醫(yī)用鋅基材料的制備加工、組織結(jié)構(gòu)、毒理學(xué)、生物相容性、力學(xué)性能和腐蝕行為等進(jìn)行回顧總結(jié)，旨在幫助相關(guān)研究人員以材料學(xué)和醫(yī)學(xué)的雙重視角實現(xiàn)可降解醫(yī)用Zn基材料及器件的優(yōu)化和創(chuàng)新設(shè)計。

圖1 基于Zn及其合金的多種骨科內(nèi)植物

1 Zn的生理功能以及純Zn材料

純Zn在體外實驗中可能表現(xiàn)出一定細(xì)胞毒性。多種細(xì)胞(L929，MC3T3-E1等)在純Zn浸提液中或純Zn表面直接培養(yǎng)，均被檢測出不同程度的活力降低[13-15]。也有文獻(xiàn)報道純Zn螺釘術(shù)后出現(xiàn)周圍骨整合延遲[9]。上述關(guān)于純Zn不一致的報道，可能是由體內(nèi)外環(huán)境以及體內(nèi)不同部位或生理狀態(tài)下，純Zn的降解行為變化和降解產(chǎn)物變化引起的。Zn2+在體內(nèi)的生理作用具有明顯的濃度依賴性，例如暴露于較低的Zn2+濃度(186.2 μmol/L)，MC3T3-E1細(xì)胞表現(xiàn)出較高的增殖率和健康的形態(tài)；而較高的Zn2+濃度(367.7 μmol/L)會嚴(yán)重?fù)p害這種細(xì)胞的活力和形態(tài)[16-17]。表1[3,14,18-20]列舉了不同種類細(xì)胞對微環(huán)境中Zn2+的耐受情況，研究人員應(yīng)當(dāng)根據(jù)不同內(nèi)植物植入體內(nèi)環(huán)境中的細(xì)胞種類，調(diào)整Zn基材料降解過程中Zn2+的析出速率。

表1 不同種類細(xì)胞對微環(huán)境中Zn2+的耐受情況

此外，體外不同檢測方法及浸提標(biāo)準(zhǔn)也可能造成浸提液中Zn2+濃度的較大差異。

Zn在體內(nèi)降解的主要反應(yīng)及產(chǎn)物如下：

Zn→ Zn2++ 2e-

(1)

O2+ 2H2O + 4e-→ 4OH-

(2)

Zn2++2OH-→Zn(OH)2

(3)

Zn2++2OH-→ZnO+H2O

(4)

→Zn3(PO4)2+4H2O

(5)

對植入兔股骨干中的純Zn釘棒長達(dá)6個月的觀察發(fā)現(xiàn)，純Zn降解速率均勻，無明顯炎癥反應(yīng)[21]。在骨/植入物界面形成了新生骨組織，并發(fā)現(xiàn)對大腸桿菌(E.coli)和金黃色葡萄球菌(S.aureus)具有較強(qiáng)的抗菌活性。在另一項植入大鼠股骨髓腔8周的實驗中，純Zn表現(xiàn)出良好的生物相容性，無骨溶解、畸形或脫位跡象，Micro-CT結(jié)果顯示新骨形成并與植入物直接接觸。純Zn植入物在體內(nèi)降解發(fā)生點蝕，可以觀察到局部積累的降解產(chǎn)物[19]。大部分Zn基材料在體內(nèi)外降解過程中僅會引發(fā)局部環(huán)境pH值的輕度上升，例如在成骨誘導(dǎo)培養(yǎng)基中浸泡72 h后，純Zn組溶液的pH值為8.5，而純Mg組則升至10.4[20]。目前認(rèn)為適合成骨細(xì)胞增殖分化的pH區(qū)間為8.0～8.5。體內(nèi)環(huán)境下，氧分壓、體液組分和循環(huán)狀況等局部微環(huán)境因素會顯著影響Zn基材料的降解。例如，當(dāng)Zn基材料植入血管后，局部血液循環(huán)將大大減少OH-的積累，在材料表面形成均勻致密的Zn3(PO4)2腐蝕層；當(dāng)Zn基材料植入骨組織時，植入物周圍是一種靜態(tài)/循環(huán)混合環(huán)境，植入物/骨界面會形成混入Zn(OH)2和ZnO的Zn3(PO4)2腐蝕層[22]。

除了已提及的強(qiáng)度和硬度低，純Zn作為骨科植入物還存在以下問題：(1)楊氏模量約為97 GPa，高于人類皮質(zhì)骨的楊氏模量(10～30 GPa)[4,23]，因此，大體積的純Zn植入物可能引發(fā)應(yīng)力屏蔽效應(yīng)，對骨組織新生和改建產(chǎn)生負(fù)面影響；(2)降解速率有待調(diào)控，例如植入大鼠股骨髁2個月后，純Zn釘棒的體積損失僅為1.7%，直徑為5 mm的純Zn釘棒在骨環(huán)境下完全降解可能需要十多年時間[24]。

綜上，純Zn與理想骨科內(nèi)植物的性能要求尚有差距(圖2)。通過化學(xué)成分、組織結(jié)構(gòu)調(diào)控和表面工程等方法，可以改變純Zn的生物學(xué)特性、降解行為、力學(xué)性能和臨床易用性，使醫(yī)用可降解Zn基材料更接近理想骨科內(nèi)植物的要求。

圖2 骨科內(nèi)植物材料的需要考慮的性能要求

2 醫(yī)用可降解Zn合金

總體而言，Zn基材料骨科植入物在各種動物模型中表現(xiàn)出了良好的生物相容性(見表2[6,9-12,24-27]，表中合金未注明的均為質(zhì)量分?jǐn)?shù))。目前醫(yī)用可降解Zn合金的研究涉及的合金元素主要有人體必需的常量元素Mg，Ca，Sr，微量元素Cu，Mn以及Ag和Li等。Al因在體內(nèi)有誘發(fā)阿爾茨海默病的風(fēng)險，不推薦作為內(nèi)植物材料的成分。

表2 Zn及其合金在骨科領(lǐng)域的體內(nèi)植入研究

2.1 Zn-Mg合金

在可降解金屬中，鎂的生物相容性良好，彈性模量較低(約為45 GPa)，并且降解產(chǎn)生的Mg2+可以通過支配骨膜的感覺神經(jīng)纖維末梢釋放降鈣素基因相關(guān)肽(CGRP)，加速骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞(BMSCs)募集黏附，上調(diào)BMP-2和VEGF的表達(dá)以及抑制NF-κB通路活性等方式，有效促進(jìn)新生骨形成[28-31]。這些特性使得Mg基材料成為目前得到最廣泛研究和關(guān)注的醫(yī)用可降解金屬材料[32]。自1900年P(guān)ayr[33]首次將Mg板應(yīng)用于關(guān)節(jié)置換術(shù)以來，研究人員圍繞Mg基材料制成的接骨板、螺釘和髓內(nèi)釘?shù)绕骷M(jìn)行了大量體內(nèi)外實驗研究，探索它們作為骨科內(nèi)固定物及組織再生修復(fù)支架的臨床應(yīng)用潛能。因此，在Zn中加入Mg是一種容易想到的材料改性策略。

含Mg的Zn基材料會在降解過程早期集中釋放Mg2+，從而與Zn2+協(xié)同實現(xiàn)促成骨、抑菌等多項生物學(xué)功能。微環(huán)境中Zn2+和Mg2+的共存能夠促進(jìn)兩者流入BMSCs，并且能夠抑制細(xì)胞內(nèi)Zn2+的外流，從而有效激活Runx2的轉(zhuǎn)錄以及ALP和OCN的表達(dá)，誘導(dǎo)BMSC的成骨分化[34]。Murni等[20]研究了Zn-3Mg合金浸提液對人成骨細(xì)胞系(NHOst細(xì)胞)的影響，發(fā)現(xiàn)該合金在細(xì)胞活力和誘發(fā)炎性反應(yīng)方面的表現(xiàn)與純Zn差別不大，而細(xì)胞早期PGE2表達(dá)明顯升高，說明修復(fù)骨損傷的潛力提升。Zn08Mn04Mg韌帶修復(fù)骨釘在生理鹽水中降解，前20天內(nèi)釋放的Mg2+量達(dá)到Zn2+量的52%(質(zhì)量分?jǐn)?shù)，下同)，而合金成分中Mg含量僅為Zn的1.2%[6]。這種早期集中釋放產(chǎn)生的多種成骨離子協(xié)同效應(yīng)，是促使肌腱骨化從而提高腱骨愈合速度和強(qiáng)度的重要原因[6]。Mg2+的早期集中釋放還可以避免Zn2+過度釋放造成的毒性或骨整合延遲。大量的體外細(xì)胞相容性和血液相容性研究已經(jīng)證明，多種Zn-Mg合金(Mg含量為0.05%～4%)都具有良好的生物相容性[19-31,35-37]。

絕大多數(shù)Zn-Mg合金的體內(nèi)植入表現(xiàn)良好。Li等[13]證實，在小鼠股骨中植入直徑0.7 mm、長度5 mm的Zn-1Mg合金釘棒沒有引發(fā)局部或全身的毒性反應(yīng)，且相較于空白對照組，促進(jìn)了植入?yún)^(qū)域周圍新骨的形成。另一項大鼠股骨內(nèi)植入的組織學(xué)結(jié)果顯示，Zn-5Mg合金與新生骨質(zhì)在多個位置直接接觸，骨結(jié)合面積明顯增加，而純Zn釘棒周圍則出現(xiàn)了骨整合延遲[24]。熱擠壓Zn-0.05Mg合金在新西蘭兔骨組織內(nèi)表現(xiàn)出良好的成骨誘導(dǎo)性，同時針對大腸桿菌及金黃色葡萄球菌均具有良好的抑菌活性(>99%)[9]。Zn-Mg合金在骨組織內(nèi)的降解主要分為3個階段，與骨組織愈合的階段相對應(yīng)[24]：(1)酸性pH(5.2～6.9)的血腫、缺氧以及炎性細(xì)胞浸潤期，降解產(chǎn)物主要以Zn2+和Mg2+為主；(2)pH接近中性(≈7.4)的低氧、軟骨痂及纖維組織修復(fù)期，以ZnO，Mg(OH)2為主的腐蝕產(chǎn)物開始形成并與體液中的高濃度Cl-(150 mmol-1)形成可溶性氯化物。ZnO更穩(wěn)定，大量Mg2+在周圍愈傷組織中形成濃度梯度；(3)堿性pH(7.4～8)的高氧、堅硬的骨痂和新生血管生成期，整體降解速率降低，pH值上升誘發(fā)材料周圍鈣磷沉積，在新形成的骨骼周圍產(chǎn)生一個低Zn含量的結(jié)晶磷酸鈣區(qū)域，其化學(xué)成分與骨骼相似，最終被破骨細(xì)胞重新吸收，誘導(dǎo)成骨細(xì)胞形成新骨[38]?？傮w而言，與純Zn相比，Zn-Mg合金的降解會進(jìn)一步促進(jìn)新生骨的形成及礦化。

Mg還是一種能夠顯著強(qiáng)化Zn的元素，但是單獨加入時會導(dǎo)致室溫老化。熱擠壓態(tài)Zn-0.08Mg合金的屈服強(qiáng)度(YS)、抗拉強(qiáng)度(UTS)和伸長率(EL)達(dá)到250 MPa，266 MPa和30%；但放置僅9天后，YS升至452 MPa，EL降至13%；放置1年后，YS降至383 MPa，EL僅為4%[39]。目前，Mg強(qiáng)化Zn的規(guī)律、機(jī)理及其引發(fā)室溫老化的原因尚不明確。在Zn-Mg合金中加入Cu或Mn可以消除室溫老化[40]。

在體外腐蝕速率方面，Mostaed等[41]發(fā)現(xiàn)擠壓態(tài)Zn-xMg(x=0.15%～3%，)系列合金在Mg含量增加到1%之前，腐蝕速率隨著Mg含量增加而增加；當(dāng)Mg含量超過1%后，腐蝕速率隨著Mg含量增加反而降低。然而，Kubasek等[42]的研究卻發(fā)現(xiàn)Zn-xMg (x=1%～3%)系列合金的腐蝕速率幾乎沒有差別。從電偶腐蝕角度，Mg含量提高會增加Mg2Zn11相的體積分?jǐn)?shù)，形成更多的微電偶加快腐蝕。但是，Mg2Zn11中Mg2+的早期集中釋放可能形成了某種具有保護(hù)性的富Mg腐蝕產(chǎn)物，這尚待進(jìn)一步研究揭示。

2.2 Zn-Mn合金

Mn是人體必需微量元素，主要作為輔酶參與多種基本生命過程，包括但不限于能量代謝、新骨形成、自由基清除和神經(jīng)遞質(zhì)合成[43]。Mn可以通過影響整合素活性來調(diào)節(jié)細(xì)胞與細(xì)胞外基質(zhì)之間的相互作用，進(jìn)而影響細(xì)胞增殖、黏附和擴(kuò)散。骨組織中適量的Mn有益于堿性磷酸酶(ALP)和骨形態(tài)發(fā)生蛋白(BMP)的表達(dá)、骨膠原重建與沉積、骨量維持和血管新生(胰島素樣作用)[44]。Mn元素可以大幅度提高Zn合金的塑性，從而提高其成形性。Zn-0.8Mn合金經(jīng)過大應(yīng)變退火成形后[45]，因為晶粒細(xì)化和拉伸測試中發(fā)生動態(tài)再結(jié)晶等對塑性的提升作用，EL從熱軋態(tài)的46%提升至94%，部分樣品的EL超過100%[8]。Jia課題組[18]研究了Zn-xMn(x=0.1%～0.8%)系列合金的體內(nèi)外生物學(xué)表現(xiàn)，發(fā)現(xiàn)Zn-0.8Mn合金相較于純Zn，對MC3T3-E1細(xì)胞的增殖、形態(tài)以及成骨相關(guān)基因表達(dá)的提升最為顯著。大鼠股骨髁的植入實驗結(jié)果表明，Zn-0.8Mn合金組不同時間點的新生骨量、骨小梁厚度和材料內(nèi)部骨長入情況均優(yōu)于對照純Ti組，進(jìn)一步肯定了Zn-0.8Mn合金在體內(nèi)環(huán)境的成骨誘導(dǎo)能力。

Sun等[46]發(fā)現(xiàn)固溶熱處理是調(diào)控Zn-Mn合金性能易行而有效的手段。將軋態(tài)Zn-0.8Mn合金在380 ℃保溫45 h，MnZn13第二相完全固溶，合金的硬度從54HV升至70HV，電化學(xué)腐蝕速率從145 μm/a降至95 μm/a，對小鼠成纖維細(xì)胞(L929)的毒性顯著降低，細(xì)胞增殖效率由小于8%飆升至超過100%[46]。不過，這種對細(xì)胞增殖效率的影響隨細(xì)胞種類而異，對于大鼠間充質(zhì)干細(xì)胞(rBMSCs)，固溶熱處理的影響沒有統(tǒng)計學(xué)顯著性。

2.3 Zn-Li合金

Li是能夠顯著強(qiáng)化Zn的合金元素。Li等[47]揭示了鑄態(tài)Zn-xLi(x=0.1%～1.4%)系列合金的組織形成規(guī)律。當(dāng)Li含量低于0.44%時，Zn-Li合金熔體在凝固過程中先析出Zn相(即一次Zn相)，再發(fā)生共晶反應(yīng)析出β-ZnLi4，形成Zn晶界上分布β-ZnLi4的微觀組織。而當(dāng)Li含量高于0.44%時，Zn-Li合金熔體在凝固過程中先析出β-ZnLi4相，再發(fā)生共晶反應(yīng)形成Zn+β-ZnLi4共晶組織，隨著溫度進(jìn)一步降低，初生β-ZnLi4中析出片條狀Zn相(即二次Zn相)，形成β-ZnLi4/Zn片層組織。因此，過共晶Zn-Li合金形成了全片層組織，即β-ZnLi4/Zn片層組織之間分布著Zn+β-ZnLi4共晶片層。β-ZnLi4是硬而脆的金屬間化合物，熱軋過共晶Zn-Li合金很脆。為了解決這個問題，北京科技大學(xué)研發(fā)了熱-溫軋制成形法[48]，在保持高強(qiáng)度的前提下，顯著提高了過共晶Zn-Li合金的塑性。熱-溫軋制Zn-0.5Li合金具有多級組織，除了上述全片層組織，還在共晶Zn相中析出了納米β-ZnLi4網(wǎng)絡(luò)，因此，軟的Zn相中析出β-ZnLi4得到強(qiáng)化，硬的β-ZnLi4相中析出Zn得到塑化，使得構(gòu)成合金的雙相同時發(fā)生強(qiáng)塑化，合金的YS,UTS和EL分別達(dá)到246 MPa,395 MPa和46%[49]。熱-溫軋制Zn-0.8Li合金的YS,UTS和EL分別達(dá)到261 MPa,401 MPa和81%，且組織中有平均直徑為4 nm的球狀β-Li2Zn3析出強(qiáng)化相[7]。

Zn-Li合金的性能可以通過合金化進(jìn)一步調(diào)控。例如向Zn-0.8Li合金中添加Mg元素可獲得UTS為647 MPa的Zn-0.8Li-0.4Mg合金[51]。研究證實Li可以通過激活經(jīng)典Wnt通路來改善小鼠骨量并促進(jìn)新生骨形成[52]。在新西蘭兔體內(nèi)的植入實驗證明Zn-0.8Li-0.1Sr合金具有良好的生物相容性并對于骨質(zhì)疏松骨折療效明確，作為骨質(zhì)疏松承重部位內(nèi)固定物材料具有較好的臨床應(yīng)用前景[11]。

2.4 Zn-Cu合金

作為人體健康必需的營養(yǎng)元素，Cu的缺乏可導(dǎo)致葡萄糖和膽固醇代謝、心臟電生理以及神經(jīng)免疫系統(tǒng)異常[53]。Zn中加入Cu合金，可提高抗蠕變性、強(qiáng)度和硬度[54]。Zn-Cu合金中的第二相為CuZn4，可以固溶進(jìn)Zn基體，然后時效析出形成片狀納米析出相[55]。Tang等[56]制備了擠壓態(tài)Zn-xCu(x=1%～4%)系列合金，發(fā)現(xiàn)隨Cu含量升高，合金的強(qiáng)度及塑性也提高，Zn-4Cu的YS,UTS和EL分別為227 MPa,271 MPa和51%；這些Zn-Cu合金在SBF溶液中的浸泡腐蝕速率均高于純Zn。Li等[57]在體外評價了鑄態(tài)和軋態(tài)Zn-xCu(x=1～4)系列合金作為顱額面部骨折手術(shù)植入物材料的潛力。軋態(tài)純Zn的YS,UTS和EL分別為85 MPa,151 MPa和42%，而軋態(tài)Zn-4Cu合金的對應(yīng)值分別為327 MPa,393 MPa和39%，在保持高塑性的基礎(chǔ)上顯著提升了強(qiáng)度。

在骨科手術(shù)中，植入物和骨組織之間的界面是一個免疫缺陷性纖維化炎癥區(qū)(宿主免疫抑制和抗感染能力降低的區(qū)域)，細(xì)菌可輕易黏附、定植并引起感染。一般來說，植入物感染的機(jī)制是游離細(xì)菌接觸并黏附在材料表面，形成難以去除的細(xì)菌生物膜[58]。只要植入物存在，感染風(fēng)險就存在。因此，Cu在骨科領(lǐng)域的特殊價值是其廣譜抗菌特性，可以同時抑制細(xì)菌黏附和生物膜的形成。目前可以通過離子注入和合金化等方法將Cu加入鈦、不銹鋼和Mg合金中，從而賦予傳統(tǒng)骨科和口腔內(nèi)植物較強(qiáng)的殺菌性能[59-62]。Zn-Cu合金是可生物降解的抗菌植入物，有可能從源頭上預(yù)防細(xì)菌感染。Wen團(tuán)隊[63]開發(fā)了Zn-1Cu-0.1Ti合金，并在體外利用抑菌圈法證實了該合金對金黃色葡萄球菌的抗菌活性。然而，局部組織內(nèi)或人體中過量的Cu具有細(xì)胞毒性，并有誘發(fā)諸如阿爾茨海默病和威爾遜病等神經(jīng)系統(tǒng)退行性疾病的風(fēng)險。目前研究顯示，Zn-xCu(x=0.5～4)系列合金在體外對成骨前體細(xì)胞以及成纖維細(xì)胞的毒性與純Zn相當(dāng)，添加Cu沒有降低生物相容性[25,63-64]。盡管如此，在臨床應(yīng)用前，仍需要更多細(xì)胞種類及體內(nèi)植入數(shù)據(jù)來為Cu的添加量提供參考標(biāo)準(zhǔn)。

Zn-Cu合金中添加Mg可以提高對部分細(xì)胞的相容性[65]。Zn，Zn-3Cu和Zn-3Cu-0.1Mg合金的未稀釋浸提液對人內(nèi)皮源性細(xì)胞有毒性；而Zn-3Cu-0.5Mg和Zn-3Cu-1Mg在相同條件下無細(xì)胞毒性。隨著Mg含量增加，鑄態(tài)和擠壓態(tài)Zn-3Cu合金中的晶粒尺寸減小，微觀組織更均勻。Qu等[25]建立了大鼠股骨骨髓炎模型，Zn-2Cu合金治療組對耐甲氧西林金黃色葡萄球菌(MRSA)顯示出顯著的抗菌活性，并減少了炎癥毒性副作用和感染相關(guān)的骨丟失。此外，研究發(fā)現(xiàn)添加Cu2+的聚DL-乳酸支架可以通過上調(diào)ST-2骨髓基質(zhì)細(xì)胞的VEGF分泌，促進(jìn)骨質(zhì)再生過程中的血管生成[66]。目前尚需更多的體內(nèi)植入實驗揭示Zn-Cu合金對骨組織愈合及改建的影響。

2.5 Zn-Ag合金

與Cu類似，Ag也因其多種化學(xué)狀態(tài)下優(yōu)良的抗菌性能而長期應(yīng)用于生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域。滲透進(jìn)細(xì)菌細(xì)胞內(nèi)的Ag2+或微粒可以使細(xì)菌DNA雙螺旋分子凝聚皺縮并失去復(fù)制能力，導(dǎo)致細(xì)菌死亡[67]。然而，人體免疫系統(tǒng)對游離Ag納米顆粒(Ag-NPs)的毒性作用非常敏感，尤其是在高濃度下[68-69]。由于其體積小、流動性高，Ag-NPs可進(jìn)入哺乳動物細(xì)胞并破壞細(xì)胞器功能[70-71]。因此，對含有Ag元素的合金材料，應(yīng)注意控制Ag合金元素的占比并避免突釋效應(yīng)。在體外測試中，Zn-xAg(x=1～6)合金顯示出良好的抗菌性能，沒有觀察到對小鼠成骨細(xì)胞的細(xì)胞相容性發(fā)生惡化[72]。Li等[73]也指出添加Ag不會增大Zn合金對L929細(xì)胞和人類原發(fā)性骨肉瘤細(xì)胞(Saos-2)的細(xì)胞毒性，Zn-4Ag合金還展現(xiàn)出了優(yōu)秀的抗格氏鏈球菌(S.gordonii)活性。

Ag元素對Zn有強(qiáng)化作用，擠壓態(tài)Zn-4Ag合金的YS，UTS和EL分別為157 MPa，261 MPa和37%[73]。Mostaed等[74]制備了擠壓態(tài)Zn-4Ag-0.6Mn合金，UTS和EL分別為302 MPa和35%，說明Mn的添加能夠在保持Zn-Ag合金塑性的基礎(chǔ)上顯著提高其強(qiáng)度。Zn-Ag合金的體外降解速率在電化學(xué)和浸泡實驗中較純Zn稍快。有研究顯示，HUVEC細(xì)胞在Zn-0.8Ag合金表面的黏附性要弱于Zn-Mg/Ca/Sr/Fe等二元Zn合金[75]。Yang課題組[14]報道Zn-2Ag合金在大鼠股骨內(nèi)呈現(xiàn)廣泛的局部腐蝕，腐蝕坑深入基體超過50 μm，材料與骨質(zhì)間存在較厚的纖維組織中間層，并且新生骨組織顯示出破碎的特征，這表明該合金作為內(nèi)植物在腐蝕模式及骨整合能力方面不如其他Zn合金。

2.6 其他Zn合金

在Zn中加入Fe，Ca和Sr等，共同點是在合金熔體凝固過程中會形成粗大的金屬間化合物，對合金塑性造成不利影響[4]。Zn-Fe合金中的主要第二相是底心單斜結(jié)構(gòu)的FeZn13，它易形成{110}生長孿晶，在鋅合金熔體中也以{110}面為擇優(yōu)生長界面，因此，可形成箭頭狀FeZn13顆粒[76]。Zn-Ca合金中的主要第二相是面心立方結(jié)構(gòu)的CaZn13，擇優(yōu)生長方向為〈111〉和〈010〉，易形成長度超過40 μm的粗大枝晶，難以固溶入Zn基體，也不易通過塑性變形完全破碎[77]。細(xì)化金屬間化合物第二相是這些合金的共同需求。目前已發(fā)展出稀土微合金化法和循環(huán)水冷凝固法等顯著細(xì)化了FeZn13和(Fe, Mn)Zn13，達(dá)到了提高合金強(qiáng)度和降解均勻性的效果[78-79]。Li等[13]將Zn-1x(x=Mg，Ca，Sr)系列合金釘棒植入小鼠股骨遠(yuǎn)端，8周后發(fā)現(xiàn)Zn-1Mg，Zn-1Ca和Zn-1Sr合金的新生骨厚度分別為188，233 μm和364 μm，明顯高于對照假手術(shù)組的26 μm。未來的研究中，在骨代謝中起重要或有益作用的元素可被視為潛在的合金元素(表3[14,80])，如Fe，B和Se等，同時起到調(diào)控Zn合金降解的目的，以開發(fā)新的醫(yī)用可降解Zn合金體系。

表3 參與人體骨質(zhì)代謝的潛在合金元素[14,80]

3 增材制造多孔Zn基材料

鈦和鉭等惰性金屬骨替代支架可通過增材制造技術(shù)制備加工，使其具有匹配天然骨組織的力學(xué)性能、內(nèi)聯(lián)通的多孔結(jié)構(gòu)以及適宜的孔徑和孔隙率，其較大的生物功能化表面積和滲透性已被證實對于骨傳導(dǎo)、骨誘導(dǎo)及骨整合具有積極作用[81]。針對Zn基材料而言，增材制造還能夠調(diào)控支架的降解速率，進(jìn)一步滿足不同患者的個體化需求。選擇性激光熔化技術(shù)(SLM)，因其高溫度、無剛性支撐和高尺寸精度等優(yōu)勢，目前被認(rèn)為是最適于加工醫(yī)用可降解金屬植入物的增材制造技術(shù)[82]。然而，Zn低熔點、低沸點及高反應(yīng)性的特點，使得其在打印過程中蒸發(fā)現(xiàn)象十分明顯[41]。反應(yīng)室內(nèi)的金屬蒸汽會引發(fā)激光的能量衰減及散射，導(dǎo)致熔融不足及匙孔形成。另一方面，熔融狀態(tài)下的Zn具有較高的流動性及潤濕性，很容易與周邊粉末發(fā)生毛細(xì)作用，造成大量粉末附著在熔池中，影響加工器件的表面質(zhì)量，同時造成小梁直徑與整體孔隙率偏離設(shè)定值[83]。

針對上述問題，Wen等[84]優(yōu)化了成形腔內(nèi)的氣體循環(huán)系統(tǒng)，減少了Zn蒸氣在反應(yīng)室內(nèi)聚集，一定程度上減少了匙孔及熔融不足等缺陷。Li等[85]通過SLM制備了金剛石單元結(jié)構(gòu)多孔Zn支架，梁徑441 μm，孔徑為550 μm，孔隙率62%的圓柱狀多孔Zn支架的YS為11 MPa，彈性模量(E)為786 MPa(松質(zhì)骨YS=0.2～80 MPa，E=10～2000 MPa)。該支架在體外靜態(tài)和流動的改良SBF溶液(r-SBF)中浸泡28天，分別損失了3.6%和7.8%的體積。多孔Zn在r-SBF中的腐蝕產(chǎn)物包含Zn，O，C，P，Ca，Na，Mg，S，N，Cl元素。隨著浸泡時間延長，Ca，O和P的含量增加，而Zn的含量減少。浸泡后，樣品的YS及E均有不同程度提高，這可能要歸因于硬度5倍于增材制造Zn基體的腐蝕產(chǎn)物[86]。該團(tuán)隊后續(xù)在三種不同結(jié)構(gòu)(小梁直徑300，400 μm和200～400 μm梯度變化)的鋅合金支架上也觀察到了類似的腐蝕產(chǎn)物強(qiáng)化作用，同時證實多孔結(jié)構(gòu)的改變對降解行為也有顯著影響(三組間降解速率最大差異達(dá)到150%)。Qin等[83]為了強(qiáng)化多孔Zn的力學(xué)強(qiáng)度，將純Zn粉與WE43粉混合，制備了Zn-xWE43(x=0～8)多孔支架，結(jié)果表明快速冷卻和WE43的加入引發(fā)的晶粒細(xì)化共同導(dǎo)致了多孔Zn強(qiáng)度的提升。與塊狀材料類似，隨著WE43含量的增加，更多的Zn+Mg2Zn11共晶析出，提高了抗拉強(qiáng)度，但降低了伸長率；而脆性MgZn2相的形成對強(qiáng)度及塑性均會產(chǎn)生不利影響。Zn-5 WE43多孔支架的YS由純Zn的23 MPa提高到73 MPa，E則由950 MPa提高到2480 MPa[83]。目前針對多孔Zn的生物學(xué)研究較少，增材制造多孔鋅的表面對于MG-63細(xì)胞的細(xì)胞相容性較好，細(xì)胞對于支架不同區(qū)域的黏附并沒有表現(xiàn)出明顯的選擇性。

增材制造Zn基材料的研究尚處于起步階段，仍需優(yōu)化制粉及打印工藝，進(jìn)一步提高成品成分及結(jié)構(gòu)的可控性，以匹配個體化定制植入物高精度的需求。在材料選擇、結(jié)構(gòu)設(shè)計及后處理方面，在參考傳統(tǒng)金屬經(jīng)驗的前提下，也需要考慮Zn合金可降解的特性。在保證優(yōu)良的生物相容性及促成骨能力的前提下，實現(xiàn)隨著損傷修復(fù)進(jìn)程，將力學(xué)負(fù)載由支架逐漸轉(zhuǎn)移至新生骨組織。

4 結(jié)束語

目前諸多實驗結(jié)果均表明可降解金屬具有很好的臨床應(yīng)用前景。Mg-Y-RE-Zr和Mg-Ca-Zn合金制成的骨螺釘已分別于2013年和2015年獲得歐盟CE認(rèn)證和韓國食品藥品監(jiān)督管理局(KFDA)的批準(zhǔn)；2020年，空軍軍醫(yī)大學(xué)口腔醫(yī)院完成了國際上首例可降解鋅合金(湖南華耀百奧醫(yī)療)頜面骨折內(nèi)固定手術(shù)；用于自體骨移植或骨折固定的高純Mg螺釘也已正在國內(nèi)投入臨床實驗。

(1)力學(xué)性能

對于應(yīng)用于骨科領(lǐng)域的Zn基材料，相較于純Zn，強(qiáng)度是首先要提升的性能。在已報道的合金元素中，Mn對合金延展性最為有利，Mg和Li具有最好的強(qiáng)化效果，而Cu實現(xiàn)了強(qiáng)化和增韌效果的平衡。但是目前文獻(xiàn)中廣泛引用的針對骨科植入物材料的力學(xué)性能標(biāo)準(zhǔn)，即YS>230 MPa，UTS>300 MPa，EL>15%～18%，稍顯嚴(yán)苛過時。臨床上諸多力學(xué)性能低于此標(biāo)準(zhǔn)的材料，如PLLA，PEEK等也被證實能夠滿足植入需要。因此，根據(jù)不同手術(shù)應(yīng)用場景的實際需要，制定與之匹配的材料性能標(biāo)準(zhǔn)(如屈服強(qiáng)度、抗拉強(qiáng)度、伸長率、抗疲勞性能、降解速率、降解模式等)，應(yīng)當(dāng)是下一步醫(yī)工交叉合作需要解決的問題。

(2)降解行為

由于實驗方法和浸泡液的差異，不同報道的實驗結(jié)果之間不易直接比較，導(dǎo)致合金元素對鋅合金降解速率的影響尚無成體系自洽的結(jié)論。在降解模式方面，均勻腐蝕要優(yōu)于局部腐蝕。尤其是應(yīng)用于承重部位，局部腐蝕可能會導(dǎo)致植入物提前失效。

(3)生物學(xué)效應(yīng)

作為醫(yī)用材料，保證Zn基材料的生物安全性尤為重要。與力學(xué)性能標(biāo)準(zhǔn)類似，當(dāng)前的生物材料細(xì)胞毒性評估標(biāo)準(zhǔn)(即ISO 10993-15)中的浸提液制備標(biāo)準(zhǔn)，即1.25 cm2/mL并不適用于可降解金屬。按此標(biāo)準(zhǔn)制備衡量，在100%浸提液濃度下表現(xiàn)出較高細(xì)胞毒性的Zn合金，在體內(nèi)往往仍表現(xiàn)出較好的植入效果，并未觀察到局部骨質(zhì)溶解及炎性反應(yīng)等副作用。組織微環(huán)境內(nèi)Zn2+，Mg2+和Sr2+等在成骨誘導(dǎo)和生物相容性等方面具有協(xié)同作用的離子，在適宜的濃度區(qū)間內(nèi)共存，可以改善植入物的生物學(xué)表現(xiàn)。

除合金化外，應(yīng)用增材制造技術(shù)、制備ZrO2納米鍍膜和磷酸Zn涂層等方法也被用于優(yōu)化Zn基材料的彈性模量和細(xì)胞黏附性。Zn被譽(yù)為“21世紀(jì)的鈣元素”，隨著對Zn基材料降解和生物效應(yīng)等方面認(rèn)識的深入，通過進(jìn)一步性能改良并制定相關(guān)國家/行業(yè)標(biāo)準(zhǔn)，Zn基材料將實現(xiàn)廣泛的臨床應(yīng)用，解決傳統(tǒng)惰性材料的局限性，造福廣大患者。