可降解鎂合金臨床應用的最新研究進展

尹 林，黃 華，袁廣銀，丁文江

(上海交通大學材料科學與工程學院 輕合金精密成型國家工程研究中心，上海 200240)

1 前 言

近十余年來，以可降解醫(yī)用鎂合金為代表的新一代醫(yī)用金屬材料發(fā)展迅速，并受到廣泛關注。這類可生物降解的醫(yī)用金屬材料不同于傳統(tǒng)的惰性醫(yī)用金屬材料和可降解醫(yī)用高分子材料，它巧妙地結合了惰性醫(yī)用金屬材料和可降解醫(yī)用高分子材料的優(yōu)點，不僅具有較高的強度，還具有良好的生物相容性和生物可降解性，因而更適用于臨床醫(yī)用[1]。

1.1 鎂合金作為可降解醫(yī)用材料的優(yōu)勢

與現(xiàn)有的聚乳酸等可降解高分子材料相比，鎂合金具有金屬材料所共有的特性——更好的強度、塑性和可加工性，可以滿足承重部位骨修復和心血管支架徑向支撐力的需求[2]。對比現(xiàn)有的惰性醫(yī)用金屬材料，鎂合金的密度和楊氏模量更小，與人體的皮質骨十分接近，可以有效避免應力遮擋效應以及由此引發(fā)的骨質疏松[3]。表1總結了幾種傳統(tǒng)的醫(yī)用材料、人體皮質骨和鎂合金的力學性能[4]?？梢钥闯?，常見的醫(yī)用材料中，鎂合金的物理機械性能最接近人體的皮質骨，是理想的骨植物器械材料。

對比傳統(tǒng)的惰性醫(yī)用金屬材料，鎂合金性能更活潑，具有優(yōu)異的生物可降解性。鎂的標準電極電位較低(-2.372 V)，在腐蝕介質(尤其是含氯離子的溶液)中極易發(fā)生腐蝕，這極大地削弱了鎂合金作為結構材料的潛力[5]。但是可降解醫(yī)用材料巧妙地利用了鎂合金的這一“缺點”，使其在含有氯離子的體液環(huán)境中逐漸降解，從而避免進行二次手術取出植入物，極大地緩解了病人的生理痛苦和經(jīng)濟負擔。

表1 常見植入材料和人骨的物理機械性能[4]

對比傳統(tǒng)的惰性醫(yī)用金屬材料，鎂合金具有良好的生物相容性。鎂是人體必需的營養(yǎng)元素，可催化和激活300多種已知的酶反應，在細胞內(nèi)DNA和蛋白質的合成以及能量的儲存與運輸過程中起到重要的作用。此外，鎂還參與了細胞間信號傳遞，可以協(xié)助完成肌肉收縮等復雜的生理活動[6]。體重為70 kg的健康成年人體內(nèi)約儲存有21～28 g的鎂元素，其中約55%儲存在骨骼中，45%儲存在細胞內(nèi)液尤其是肌肉組織和肝臟中，剩余部分主要在細胞外液中；人體內(nèi)鎂的吸收和排泄之間存在動態(tài)平衡，食物中25%～60%的鎂由腸胃吸收，此外腎臟中的腎小球會過濾血漿中的自由鎂離子和鎂鹽，然后由腎小管再吸收。通過對腎小管再吸收量的控制，可以將血漿中的鎂濃度控制在一定范圍內(nèi)，進而維持人體內(nèi)鎂含量的動態(tài)平衡[7]。因此，鎂合金具有良好的生物安全基礎。

1.2 可降解醫(yī)用鎂合金的主要問題和挑戰(zhàn)

盡管前期大量的研究表明鎂合金具有良好的生物相容性，但其臨床應用還面臨一些挑戰(zhàn)。主要表現(xiàn)在以下3個方面：

(1)強韌性不足。對于骨折內(nèi)固定材料，要求具有“高強度中等塑性”，如屈服強度要求達到300 MPa, 拉伸延伸率不低于10%。而對于心血管支架材料，則要求具有“高塑性中等強度”，屈服強度不低于150 MPa, 拉伸延伸率不低于20%[8]，大部分鎂合金難以同時達到強度和塑性的要求。

(2)降解速度太快，局部腐蝕嚴重，降解行為不可控。過高的腐蝕速率會產(chǎn)生大量的氫氣，在植入物周圍或皮下形成氣泡，引發(fā)炎癥[9, 10]。同時，鎂合金骨內(nèi)植物器械材料的降解速率必須與骨折愈合的時間相匹配。骨折愈合一般可分為3個階段，即炎癥、修復和重建[5]。前兩個階段，骨折部位幾乎不能承重，需要鎂植入物提供足夠的支撐力以保護骨折部位不受二次損害。因此，在前兩個階段，鎂植入物需要有較低的腐蝕速率以保持足夠的機械強度。而在第3個階段，受損的骨組織需要逐漸增大的載荷刺激，使其恢復原本具有的承重功能。因此，在重建期，鎂植入物力學性能逐漸下降，最后實現(xiàn)完全降解。炎癥期較短，僅一周左右，不同骨折部位的修復期不同，但大體在3～6個月之間，因此，鎂合金植入初期的降解速率不宜過快。此外，鎂合金的腐蝕模式主要是局部腐蝕，這會導致腐蝕部位應力集中引發(fā)斷裂，過早喪失其支撐功能[8]。只有通過均勻腐蝕才能實現(xiàn)鎂植入物在人體內(nèi)的受控降解，進而指導結構設計。因此，如何降低鎂合金的腐蝕速率并改變鎂合金的腐蝕方式是當前研究的熱點和難點。

(3)生物安全性需要進一步改進。一些鎂合金中含有有毒元素，例如AZ系列鎂合金中含有的Al具有慢性神經(jīng)毒性，有研究表明Al與老年癡呆癥有關[11]。稀土元素是鎂合金常用的合金元素，可有效提高強度、耐熱性能和耐蝕性能，但部分稀土元素(如Y, Ce, Pr)可能存在潛在毒性[12]。這類材料植入人體后，有害離子在降解過程中不斷釋放，對患者的健康構成一定威脅。

此外，可降解醫(yī)用鎂合金在降解產(chǎn)物轉化代謝途徑方面的研究極少，尤其是除鎂以外合金元素降解產(chǎn)物在體內(nèi)的最終去向。這些降解產(chǎn)物是否會在植入部位沉積引發(fā)病變，又是否會隨著體液、血液的流動在組織或器官中富集引發(fā)潛在的不利影響等這些問題均有待進一步的研究和澄清。

2 可降解醫(yī)用鎂合金骨內(nèi)植物的臨床研究進展

2.1 鎂合金骨內(nèi)植物的臨床應用基礎研究進展

鎂合金作為骨內(nèi)植物器械材料的歷史可以追溯到1906年，Lambotte將金屬鎂用于固定下肢骨折，但是隨訪結果顯示患者皮下產(chǎn)生大量的氣泡，大約8 d后鎂板被分解[13]。此后的四五十年間，研究者們對鎂合金在骨折內(nèi)固定領域的應用潛力進行了初步探索，結果表明，鎂及其合金植入后對人體沒有明顯的毒性或刺激性，并且可以促進骨組織的愈合[14, 15]。但是鎂合金的降解速率普遍過快，其有效的固定支撐時間僅僅只有骨折愈合時間的1/4～1/3，無法取得令人滿意的治療效果，過快的降解還會產(chǎn)生大量聚集在植入物周圍或皮下的氣泡，造成炎癥反應[16]。與此同時，SUS不銹鋼在骨折內(nèi)固定的治療中取得滿意的效果，鎂合金逐漸淡出人們的視野。

2.1.1 綜合力學性能

近十多年來，鎂合金材料研究領域的快速發(fā)展使人們能夠制造出具有更好耐蝕性和更高機械性能的鎂合金，這使得越來越多的臨床醫(yī)生重新考慮可生物降解的醫(yī)用鎂合金在臨床應用中的潛力[5]。上海交通大學輕合金精密成型國家工程研究中心團隊通過材料計算與實驗相結合的科學研究手段，成功設計并研發(fā)出一種具有良好的綜合力學性能、生物相容性并且腐蝕行為接近均勻腐蝕的可降解醫(yī)用鎂合金JDBM(Jiao Da Bio-Magnesium Series)。如圖1所示，使用不同加工工藝處理JDBM，其會呈現(xiàn)不同的強度和塑性，這表明JDBM具有較大的力學性能調(diào)控空間，可以滿足大部分醫(yī)用材料的力學需求[17]。通過對JDBM加工技術的不斷摸索，研發(fā)出了用于骨植物器械材料的“高強度中等塑性”醫(yī)用鎂合金(JDBM-1)(圖1a)；以及用于血管支架的“高塑性中等強度”醫(yī)用鎂合金(JDBM-2)(圖1b)。

圖1 骨內(nèi)植物器械用“高強度中等塑性”醫(yī)用鎂合金JDBM-1(a)和血管支架用“高塑性中等強度”醫(yī)用鎂合金JDBM-2 (b)的力學性能 [17]Fig.1 Mechanical properties of JDBM-1 with high strength and moderate ductility for bone implants application (a) and JDBM-2 with high ductility and moderate strength for vascular stent application (b) [17]

2.1.2 腐蝕降解行為

鎂合金的腐蝕降解模式對鎂合金的臨床應用有重大的影響。一般情況下，局部腐蝕的腐蝕速率較快，難以實現(xiàn)可控降解。袁廣銀等巧妙利用“相電位調(diào)控”機制成功地實現(xiàn)了JDBM鎂合金材料的均勻降解[18]。圖2顯示了JDBM、高純鎂和商用鎂合金AZ91D在模擬體液(simulated body fiuid, SBF)中的腐蝕形貌?？梢钥闯?，在SBF中浸泡10 d后，T4態(tài)JDBM的腐蝕形貌與高純鎂類似，呈現(xiàn)出相對均勻的腐蝕方式；T4態(tài)AZ91D卻出現(xiàn)了嚴重的局部腐蝕，這說明JDBM的腐蝕行為比AZ91D更可控，更符合臨床應用的需求。

圖2 高純鎂(a, d)、AZ91D(b, e)和JDBM(c, f)在SBF中浸泡10 d洗去腐蝕產(chǎn)物后的表面(a～ c)和截面(d～f) SEM照片[18]Fig.2 SEM images of the surface (a～c) and section (d～f) of high pure Mg (a, d), AZ91D (b, e) and JDBM (c, f) immersed in SBF for 10 d after cleaning corrosion products[18]

2.1.3 生物活性涂層

為了進一步調(diào)控JDBM的腐蝕降解行為同時提高其生物相容性，在JDBM的表面制備一層鈣磷涂層(涂層的主要成分為CaHPO4·2H2O，簡稱DCPD)。研究表明，該涂層具有良好的結合力，并且經(jīng)過涂層處理后，JDBM在體外的腐蝕速率大大降低[19]。在Hank’s溶液中無DCPD涂層JDBM的腐蝕速率為0.54 mm/y，而有DCPD涂層的僅有0.39 mm/y，下降了接近1/3，達到Erinc提出的要求[8]。同時，經(jīng)過涂層處理后，JDBM的生物相容性也得到了很大提升，溶血率從48%下降到0.68%，達到醫(yī)療器械生物學評價標準ISO 10993-4[20]。通控制Ca-P涂層的厚度，可以進一步調(diào)控鎂合金植入器械的降解時間，實現(xiàn)鎂合金骨內(nèi)植物器械的可控降解。

2.1.4 兔子下頜骨內(nèi)固定模型

牛佳林等制作了兔子下頜骨骨折模型，并采用帶有DCPD涂層的JDBM螺釘進行內(nèi)固定[21]。

2.1.4.1 Micro-CT掃描與重構

植入18個月后處死兔子，取出螺釘及其周圍的骨組織并進行Micro-CT掃描及重構，結果如圖3所示[21]。從圖3a樣品照片可以發(fā)現(xiàn)，螺釘包埋在下頜骨組織內(nèi)。樣品的3D形貌顯示螺釘?shù)穆菁y清晰可見，形狀大體完整(圖3b)。圖3c是螺釘縱截面形貌，可以通過螺釘內(nèi)外部灰度的差異確定螺釘?shù)奈唇到鈪^(qū)域，如紅色虛線所示。因此，螺釘在植入18個月后，僅剩中間一小部分未發(fā)生降解，圖3b中觀察到螺釘?shù)男螤畲篌w完整主要是因為螺釘大部分降解產(chǎn)物殘留在原位置，仍保持著螺釘?shù)耐庑?。同時螺釘周圍可以觀察到明顯的新生骨組織，說明其有顯著的促成骨效果。

圖3 植入兔子下頜骨18個月后，JDBM-DCPD螺釘Micro-CT觀察：(a)樣品照片，(b)樣品3D形貌，(c)螺釘縱截面[21]Fig.3 Micro-CT scans of JDBM screw after 18 months’ implantation in NZ rabbit mandible：(a) optical image，(b) screw via 3D construction，(c) vertical section of the screw[21]

為了進一步分析螺釘?shù)母g降解規(guī)律，利用Amira 5.4.3軟件采用閾值分割方法得到了殘余的形狀及體積。對植入1個月、4個月、7個月和18個月的螺釘進行Micro-CT重構，結果如圖4所示[1]。植入1個月后，螺釘有略微降解，輪廓開始模糊；植入4個月后，螺釘?shù)闹睆阶冃?，部分螺紋被降解，但形狀基本保持完整，可以認為螺釘仍具有支撐功能；植入7個月后，螺釘直徑進一步縮小，螺紋已被基本降解完畢，同時螺釘頸部發(fā)生斷裂，基本失去支撐作用；植入18個月后，螺釘失去原有形狀，剩余體積僅占原始體積的10.7%左右。由于在植入4個月后螺釘?shù)男螤罨颈３滞暾?，因此認為JDBM-DCPD螺釘在兔下頜骨中至少具有4個月的支撐功能。

圖4 JDBM-DCPD螺釘植入不同時間后的降解剩余量[1]Fig.4 The residual volumes of JDBM-DCPD screws at different time points[1]

2.1.4.2 降解速率

圖5a是依照殘余體積擬合出螺釘在兔子下頜骨部位的降解曲線。由圖可知隨著植入時間的延長，螺釘體積逐漸減小。擬合結果顯示螺釘殘余體積與植入時間的關系為[21]：

(1)

其中V代表螺釘殘余體積占總體積的百分數(shù)(%)，t代表螺釘?shù)闹踩霑r間(月)。根據(jù)擬合出的螺釘降解曲線外推，可以估算出JDBM-DCPD螺釘植入兔子下頜骨22～23個月后會完全降解。這里有兩點需要補充說明：第一，此處的完全降解時間是指螺釘基體鎂合金完全腐蝕的時間，不考慮腐蝕產(chǎn)物的進一步分解與吸收；第二，此處兔子下頜骨內(nèi)固定模型所用的原始螺釘尺寸為Φ2×4.6 mm，不同型號的螺釘降解速率以及完全降解所需的時間都有所差異，原始尺寸越大的螺釘完全降解所需的時間也越長。

圖5 JDBM-DCPD螺釘植入1個月、4個月、7個月、18個月后的降解殘留量和擬合的降解曲線(a)及腐蝕速度(b) [21]Fig.5 The proportion of the residual volume and the fitted degradation curve (a) and the degradation rates (b) of JDBM-DCPD screws after 1 month, 4 months, 7 months and 18 months[21]

圖5b是由螺釘殘余體積計算出的平均腐蝕速率[21]。由圖可知，前4個月螺釘?shù)钠骄到馑俾蕛H為(0.097±0.013) mm/y，植入7個月時加快到(0.218 ± 0.030) mm/y，隨后植入18個月平均降解速率又降到(0.122±0.042) mm/y。早期降解速率較慢可能主要歸因于DCPD涂層對JDBM基體的保護作用；中期隨著涂層的破壞，基體與體液直接接觸，降解速率逐漸加快；到了后期螺釘周圍的新生骨組織逐漸增多，在一定程度上減緩了螺釘腐蝕，另外，不斷變厚的降解產(chǎn)物層也會保護合金基體。通常來講，鎂合金骨修復材料的降解速率必須與骨折愈合的程度相匹配，上文中提到骨折修復期大約是3～6個月，在這期間，螺釘需要維持較低的降解速度，JDBM-DCPD螺釘在前4個月表現(xiàn)出較低的降解速度，同時其完全降解時間也較合適。

2.1.4.3 骨組織病理學檢查

圖6是JDBM-DCPD螺釘植入18個月后組織切片的情況[1]。如圖6a所示，藍色虛線為螺釘?shù)恼w輪廓，紅色虛線內(nèi)為未降解區(qū)域，這些結果與Micro-CT結果相互印證。螺釘周圍有大量新生骨，同時降解產(chǎn)物區(qū)顏色較暗并有淺紅色，有可能是腐蝕產(chǎn)物區(qū)已經(jīng)形成類骨質。圖6b和6c是螺釘頸部和螺紋周圍的新生骨組織，與螺釘結合緊密，骨融合良好，這說明JDBM-DCPD螺釘在生物體內(nèi)具有良好的生物相容性。

圖6 JDBM-DCPD螺釘植入18個月后的組織切片觀察： (a) 總體形貌，(b) 螺釘頭部周圍骨組織，(c) 螺紋周圍骨組織(OB為成骨細胞，OC為骨細胞，NB為新生骨，DP為降解產(chǎn)物，HC為哈維氏管) [1]Fig.6 Histological images of JDBM-DCPD screw implanted in mandible bone for 18 months: (a) overview, (b) the peri-implant new bone tissue at screw head, (c) the peri-implant new bone tissue at screw thread(OB: osteoblast, OC: osteocyte, NB: new bone, DP: degradation product, HC: Haversian canal)[1]

2.1.4.4 骨植物界面檢查

為研究骨植物界面和降解產(chǎn)物，采用SEM觀察切片，結果如圖7所示[22]。從圖7a可知，降解產(chǎn)物可按照顏色分為兩層，外層偏白，內(nèi)層偏灰。圖7b是放大后的內(nèi)外腐蝕層界面，由圖可知，內(nèi)腐蝕層中存在許多微孔，尺寸約為納米級，外腐蝕層則較為光滑。圖7c顯示在外腐蝕層中存在著一些形態(tài)與分布都與JDBM合金中第二相Mg12Nd類似的顆?；衔?。EDS結果顯示其幾乎不含Mg，Nd元素約占16%(質量分數(shù))，可以推測其為第二相的降解產(chǎn)物。圖7d顯示骨組織與螺釘降解層結合緊密。圖7e是降解產(chǎn)物主要元素的EDS面掃描結果，如圖所示，外腐蝕層Ca和P較多并且掃描結果與周圍新生骨組織極為相似，內(nèi)腐蝕層C和O更多，內(nèi)外兩層腐蝕層中的Mg含量均不高。

圖7 JDBM-DCPD螺釘植入18個月后植入體-骨結合界面的SEM照片及元素分布：(a)腐蝕層的雙層結構，(b)兩層腐蝕層界面，(c)外層腐蝕層中的富含Nd的顆粒(白箭頭所示)，(d)植入體周圍骨組織，(e) 圖7a中的元素分布[22]Fig.7 SEM images and element distribution of the bone-implant interface of JDBM-DCPD screw in rabbit mandible bone: (a) the two-layer structure of the degradation layer, (b) the interface between outer and inner layers, (c) the nd enriched phases (the white arrows) in the outer layer, (d) the peri-implant new bone, (e) the element distribution of view in Fig.7a[22]

表2列出了不同部位的EDS點掃描結果[22]。除了與圖7e相互印證的結論外，還可以看出，外腐蝕層中Ca和P原子比(1.53)與羥基磷灰石(HA 1.6)非常接近，因此，推測有羥基磷灰石在外腐蝕層中沉積?？赡艿脑蛴袃蓚€：① 聚集在植入物周圍的成骨細胞通過生物礦化過程促進鈣磷鹽的形成與沉積；② 鎂降解反應會不斷生成鎂的氫氧化物，提高植入物周圍的pH值，從而促進鈣磷鹽的沉積。

2.1.5 山羊股骨髁骨折模型

Kong等隨后制作了大動物模型——山羊股骨髁骨折模型，采用JDBM、JDBM-DCPD螺釘進行內(nèi)固定，并采用聚乳酸(PLA)螺釘作為對照組[23]。手術1個月、3個月和6個月后的血液分析結果顯示山羊的肝臟和腎臟功能不受3組植入物的影響。CT掃描結果顯示：JDBM-DCPD螺釘?shù)慕到馑俾拭黠@低于JDBM。JDBM-DCPD組在植入1個月、3個月、6個月后均未觀察到明顯的氣泡聚焦(圖8)，這對骨折的愈合有顯著的促進作用。圖9為植入不同時間后的組織學圖像，可以發(fā)現(xiàn)：與PLA組相比，JDBM組和JDBM-DCPD組都顯示出更好的促成骨效果，并且JDBM-DCPD組的新生骨組織略多。后續(xù)的研究也表明，與PLA組相比，JDBM組在植入體周圍的成骨因子水平更高，如骨形態(tài)發(fā)生蛋白2(the bone morphogeneticprotein 2,BMP2)、堿性磷酸酶(alkaline phosphatase, ALP) 以及骨鈣素(osteocalcin, OC)。

表2 內(nèi)外側腐蝕層、已降解第二相以及未降解第二相的EDS分析結果 [22]

Table 2 EDS results of the outer and inner corrosion layers, the white particles in the corrosion layer, and the second phases in the residual screw[22]

ElementOuter layerInner layerWhite particlesSecond phasesC14.4143.1313.30—O32.2142.4431.64—Mg0.593.220.6786.76P16.663.6816.31—Ca32.915.3924.48—Zn0.270.002.03—Nd2.952.1511.5611.38Zr———1.86

圖8 JDBM、JDBM-DCPD和聚乳酸螺釘植入山羊股骨髁1個月、3個月和6個月后CT矢狀面觀察[23]Fig.8 Sagittal CT images of JDBM, JDBM-DCPD and PLA screws implanted in femoral condyle of goats for 1 month, 3 months and 6 months[23]

圖9 JDBM、JDBM-DCPD和PLA螺釘植入山羊股骨髁1個月、3個月和6個月后組織切片觀察[23]Fig.9 Histological images of JDBM, JDBM-DCPD and PLA screws implanted in femoral condyle of goats for 1 month, 3 months and 6 months[23]

2.1.6 JDBM-DCPD的體內(nèi)降解與代謝轉化機制研究

鎂合金降解的初始產(chǎn)物是MgO和Mg(OH)2，然而在兔頜骨中植入18個月后，牛佳林等發(fā)現(xiàn)JDBM-DCPD螺釘?shù)慕到猱a(chǎn)物分內(nèi)外兩層結構，這兩層腐蝕層在元素含量上有較大的差異，且Mg含量都很少。因此，作者課題組推測MgO和Mg(OH)2在生物體內(nèi)會進一步的降解。上文結果顯示，外層腐蝕層沉積有羥基磷灰石。羥基磷灰石沉積的可能原因是成骨細胞的促進作用，從而推測其進一步降解過程可能與骨吸收過程相似。Mg12Nd第二相的降解產(chǎn)物中幾乎不含Mg，同時結合表2的相關數(shù)據(jù)，推測鎂合金降解是以鎂原子原位轉化的方式發(fā)生的。基于以上信息，作者課題組推測用于骨修復的鎂合金在體內(nèi)降解的過程如下：1)DCPD涂層破壞后，合金基體與體液接觸發(fā)生腐蝕，在表面生成一層MgO或Mg(OH)2，體液首先腐蝕合金基體，第二相保留在腐蝕層中；2)Mg(OH)2在氯離子作用下分解，提升植入體周圍的pH值，在成骨細胞和pH值的共同作用下類骨質逐漸在腐蝕層中積累；3)羥基磷灰石通過生物礦化過程沉積在類骨質中，第二相也逐漸發(fā)生溶解；4)在破骨細胞以及巨噬細胞等的作用下羥基磷灰石逐漸被溶解吸收，新生骨組織逐漸形成，其過程類似于骨吸收和骨重建過程。最后，鎂合金植入物完全被新生骨組織取代[22]。

2.2 鎂合金骨內(nèi)植物的臨床應用最新進展

基于當前的科學引文索引(SCI)數(shù)據(jù)庫，查閱到德國、韓國和中國的研究者已將鎂合金用作骨植物器械來修復骨折或骨瓣[24, 25, 26]。德國是第一個報導Mg-Y-RE-Zr合金的螺絲治療趾外翻的國家。在手術6個月后，依照AOFAS(American Orthopaedic Foot and Ankle Society)的評估標準，鎂合金組和鈦合金組之間不存在顯著差異(每組有13個平行樣)[24]。基于以上臨床實驗的結果，德國Syntellix公司的Mg-Y-RE-Zr合金(WE43改進型，MAGNEZIX)空心加壓螺釘于2013年取得歐洲CE(Conformity with European)認證，這是首個獲得CE認證的可降解骨科用鎂合金。隨后，該系列合金開始大規(guī)模的臨床應用，在2015年，MAGNEZIX?螺釘被用于治療一位愛爾蘭患者的馬德隆畸形(腕關節(jié)進行性半脫位)[27]，接下來在2016年，MAGNEZIX螺釘被用于治療一位伊朗患者的肩胛骨骨折[28]。目前，超過25 000件MAGNEZIX?系列產(chǎn)品已應用于臨床實踐。此外，韓國最近也有采用Mg-Ca-Zn螺釘固定橈骨骨折的報導[27]。手術6個月后，患者的骨折完全愈合。此外，所有患者都反映沒有出現(xiàn)明顯的疼痛并且原骨折部位愈合后關節(jié)的活動范圍沒有減少。因此，韓國U&i公司生產(chǎn)的Mg-Ca-Zn(K-MET)螺釘在2015年獲得韓國藥監(jiān)局(KFDA)認證。

在我國，盡管國家食品藥品監(jiān)督管理總局(CFDA)尚未正式批準臨床試驗，但大連中山醫(yī)院等單位已開展了人體預臨床試驗，其中大連中山醫(yī)院采用高純鎂螺釘固定股骨頭壞死自體移植骨已經(jīng)進行了上百例的臨床試驗，手術后患者反映良好，沒有明顯的疼痛反應，12個月后血清中鎂含量沒有明顯升高，螺釘直徑減少了25%，這表明該純鎂螺釘具有良好的生物安全性。同時，還觀察到螺釘周圍的骨密度明顯大于對照組，這也體現(xiàn)出純鎂促成骨的作用[28]。目前上海交通大學團隊也已完成了鎂合金骨植物器械的臨床前動物實驗工作，取得了令人滿意的實驗結果。目前正在開展臨床試驗相關的報批和臨床試驗準備工作。

3 可降解醫(yī)用鎂合金血管支架的臨床研究進展

3.1 鎂合金血管支架的臨床應用基礎研究進展

心血管支架是鎂合金作為可降解生物材料應用的另一個重要領域。研究表明植入支架是一種治療冠心病、急性心肌梗死、周圍末梢動脈栓塞等血管疾病的有效方式[29]。使用鎂合金作為血管支架的研究始于2003年，Heublei等首次將AE21材料制成的血管支架植入到11只豬的冠狀動脈中[30]。植入過程中沒有發(fā)生支架破損或血栓栓塞等不良事件，后期的觀察結果也顯示，支架周圍的炎癥反應和血栓維持在較低的水平。該實驗證實了鎂合金血管支架的有效性和安全性。

3.1.1 綜合力學性能

不同于骨植物器械材料，血管支架在制作過程中需要經(jīng)過較大的塑性變形，并且支架植入病變血管后需要經(jīng)過球囊壓握與擴張。因此，制作支架的材料需要更高的塑性。上海交通大學輕合金精密成型國家工程研究中心團隊針對支架的這一臨床應用要求，研發(fā)出了“中強度高塑性”的JDBM合金(命名為JDBM-2)，其力學性能如圖1b所示[17]。

3.1.2 微細管材加工

大部分鎂合金的基體是密排六方(HCP)結構，塑性變形能力差，難以通過簡單的加工制備出高質量的微細管材，因此，微細管材的加工工藝是血管支架制作過程中的首個挑戰(zhàn)。上海交通大學的Liu等采用“中強度高塑性”的JDBM-2材料，通過擠壓、軋制、拉拔等一系列復合加工工藝制備出血管支架用微細管材，如圖10所示[31]。其外徑為3.00 mm，壁厚為0.18 mm，尺寸誤差控制在2.8%以內(nèi)。在該實驗中，AZ31用作對照組，成品管的拉伸結果顯示：JDBM-2組微管管材具有較高的屈服強度(230 MPa)和優(yōu)異的斷裂延伸率(26%),遠優(yōu)于AZ31組(屈服強度為172 MPa，斷裂延伸率為16%)，可以滿足支架用微細管材對力學性能的需求。

圖10 JDBM合金管：(a)從空心坯到支架，(b)擠壓管坯的橫截面，(c)拉拔管的橫截面，(d)拉拔管的側表面[31]Fig.10 JDBM alloy tube: (a) from hollow billet to stent, (b) cross section of extruded tube blank, (c) cross section of drawn tube, (d) side surface of drawn tube[31]

3.1.3 支架結構設計

獲得具有高塑性和高耐蝕性的微細管材后，就需要進行支架的結構設計。支架的結構與它的性能密切相關，結構上微小的改動可能會使其性能發(fā)生較大的變化。與不降解血管支架相比，可降解鎂合金血管支架的設計重點要考慮以下幾點：① 支架壓握和擴張后的應力分布應盡可能均勻化，避免局部過高的應力集中以免加速局部降解；② 要保證足夠的徑向支撐強度；③ 兼顧支架的柔順性。作者課題組采用有限元輔助設計來研究支架結構對其力學性能的影響[32]。分析結果顯示，支架力學性能中的徑向強度對結構參數(shù)變化最敏感，最大等效應力和軸向縮短率變化趨勢相同，且與徑向回彈率相反。圖11為初步優(yōu)化設計的鎂合金支架[33]。

圖11 JDBM鎂合金支架：(a)拋光后，(b)壓握到1.3 mm，(c)擴張到4.0 mm[33]Fig.11 JDBM stents：(a) after polishing, (b) press to 1.3 mm，(c) expand to 4.0 mm[33]

3.1.4 載藥涂層

大量研究表明，植入裸金屬支架后，由于機械磨損，血管壁的內(nèi)皮層受損并引發(fā)炎癥反應，吸引血液中的淋巴細胞和巨噬細胞，同時刺激各種細胞因子和生長因子的形成，這激活并加速支架周圍平滑肌細胞的增殖，導致新內(nèi)膜的形成。如果內(nèi)膜生長過度，將導致內(nèi)膜增生，血管閉塞，引發(fā)支架內(nèi)再狹窄[34, 35]。為了解決這一問題，史永娟等在裸JDBM-2支架上覆蓋一層載雷帕霉素(RAPA，抑制平滑肌細胞的增殖)的外消旋聚乳酸(PDLLA)涂層。通過控制藥物釋放來抑制支架周圍平滑肌細胞的增殖，從源頭上阻止支架內(nèi)再狹窄的發(fā)生。隨后，史永娟等使用降解速率可控的聚乳酸羥基乙酸共聚物(PLGA)作為藥物載體，在氫氟酸預處理后的支架表面制備一層結合力良好的PLGA/RAPA載藥涂層。圖12為最終優(yōu)化后的JDBM載藥涂層鎂合金支架壓握和擴張后的形貌，可見藥物涂層與鎂合金支架基體結合良好，壓握擴張過程中未見明顯的裂紋[36]。

圖12 JDBM載藥涂層支架變形過程[36]Fig.12 Deformation process of JDBM drug eluting stents(DESs)[36]

圖13為PLGA/RAPA與平滑肌細胞的共培養(yǎng)實驗結果[37]，由圖可知，空白對照組(玻璃板)完全鋪滿培養(yǎng)板時，JDBM組(不帶涂層)細胞鋪展面積約為90%，JDBM-PLGA組細胞鋪展面積接近100%(帶涂層但不載藥)，而JDBM-PLGA/RAPA組(帶涂層并載藥)的細胞鋪展面積小于40%，這說明載藥涂層對平滑肌細胞的增殖具有明顯的抑制作用。

將PLGA/RAPA載藥支架植入兔的髂動脈[37]，結果如圖14所示。植入過程中一切正常，血管通暢，支架貼壁良好，3個月隨訪期內(nèi)支架周圍沒有明顯的內(nèi)膜增生，表現(xiàn)出良好的生物相容性。

DREAMS系列鎂基藥物洗脫支架(DESs)臨床試驗的成功表明鎂基DESs可以被用作永久支架的替代物[2, 38]，以解決其在人體內(nèi)長期存在所引發(fā)的如晚期血栓及炎癥等問題。然而，目前關于鎂基DESs基體、藥物以及載藥涂層之間的相互關系的報道很少，但是這三者之間的相互關系以及在生物體內(nèi)的相互作用會對支架的臨床應用產(chǎn)生重大的影響。作者的研究小組系統(tǒng)地研究了三者之間的相互關系，結果如圖15所示。并與不銹鋼基載藥體系對比，研究了其對平滑肌細胞增殖的短期和長期抑制作用，得到的主要結果如下[36]：

圖13 不同支架與平滑肌細胞A7r5 共培養(yǎng)6 d 后細胞的形貌圖：(a)空白對照組，(b)不帶涂層，(c)帶涂層不載藥，(d)帶涂層并載藥[37]Fig.13 Morphologies of smooth muscle cells A7r5 after co-culturing with stents for 6 days with various coatings: (a) Control-6 d, (b) HF-JDBM, (c) PLGA, (d)PLGA/RAPA[37]

圖14 PLGA/RAPA涂層HF-JDBM基藥物洗脫支架植入新西蘭大白兔髂動脈即刻X射線造影圖(a)和 OCT圖(b)[37]Fig.14 X-ray image (a) and OCT image (b) of PLGA/RAPA coated HF-JDBM DESs post implantation immediately to New Zeland rabbit iliac artery [37]

圖15 鎂合金基藥物洗脫支架基體、藥物以及載藥涂層之間的相互關系[36]Fig.15 The interactions among the substrate, the drug and the polymer coating on Mg-based DESs[36]

(1)PLGA載藥層上帶有疏水基團，其通過阻隔體液的滲透，來保護鎂合金基體，降低降解速率。

(2)基體的降解將提升支架附近的pH值，pH在8.5～9.7范圍內(nèi)時，PLGA水解的中間產(chǎn)物會被中和，降低自催化效應，延緩PLGA的水解。

(3)RAPA在堿性環(huán)境中易水解，且堿性越強，水解越快。基體的降解會使支架附近pH值升高并降低RAPA結構的穩(wěn)定性。

(4)基體降解會析出一部分H2，而H2的釋放過程會破壞涂層的致密性，這為藥物的擴散和釋放提供了通道，從而加快了RAPA的釋放速率。

(5)鎂基及不銹鋼基的載藥體系短期都表現(xiàn)出強烈的抑制平滑肌細胞增殖的作用，但隨著時間的延長可完全降解的鎂基DESs表現(xiàn)出更好的長期抑制效果，這可以歸因于其較高的初期突釋率和后期釋藥速率，提供了較高的藥物濃度。

3.1.5 JDBM-DESs的體內(nèi)降解與代謝轉化機制研究

目前對鎂合金血管支架的研究主要集中在其體外腐蝕性能、細胞相容性以及動物體內(nèi)生物安全性等方面，其降解產(chǎn)物的轉化代謝途徑鮮有報導。Zhang等在體外將JDBM-2支架與巨噬細胞共培養(yǎng)[39]。體外72 h失重腐蝕實驗的結果顯示，共培養(yǎng)組的腐蝕速率(0.45 mm/y)顯著大于沒有巨噬細胞的對照組(0.23 mm/y)。隨著共培養(yǎng)時間的增加，腐蝕速率將進一步增加。細胞內(nèi)巨噬細胞分泌的活性氧物質(ROS)水平的檢測結果也表明，JDBM-巨噬細胞共培養(yǎng)組的ROS水平顯著高于對照組(玻璃片與巨噬細胞共培養(yǎng))，這說明JDBM會刺激巨噬細胞分泌更多的ROS，加速其腐蝕。隨后，Zhang等又將JDBM-2支架植入兔頸動脈，研究支架在動物體內(nèi)的降解代謝過程[40]。圖16總結了JDBM支架主要降解產(chǎn)物的演變過程，如圖所示，Mg在植入后不斷降解，并在1～4個月之間降解完畢，其前期(1個月內(nèi))主要降解產(chǎn)物為Mg(OH)2和Mg的磷酸鹽。隨著時間的推移，上述降解產(chǎn)物會與細胞外液中的Ca2+與HPO42-反應，在1～12個月內(nèi)逐漸轉化為Ca的磷酸鹽。這些Ca的磷酸鹽在體內(nèi)進一步降解，磷酸鹽中的Ca含量逐漸降低，預測在25個月時被基本降解完畢。JDBM第二相Mg12Nd的降解產(chǎn)物主要是Nd(OH)3和Nd的磷酸鹽，其在觀察期一直存在于血管壁內(nèi)，但其含量會隨時間的延長而下降。

圖16 JDBM支架主要降解產(chǎn)物演變過程[40]Fig.16 The evolution of in vivo degradation products of the JDBM vascular stent[40]

圖17為各器官元素含量的測定結果[41]。如圖所示，植入20個月后，Mg，Zn并未在各器官中富集，而在脾臟、肝臟和肺中合金元素Nd和Zr的含量高于對照組(無支架)，但總體上其含量隨植入時間的延長而下降，表明這些合金元素也會被進一步代謝和轉化，只是需要更長的代謝時間。在上述降解產(chǎn)物的轉化代謝過程中，具有對降解產(chǎn)物吞噬作用的巨噬細胞起到了重要作用。

3.2 鎂合金血管支架的臨床應用最新進展

從2013 到2015年，Biotronik公司使用改進后的商用鎂合金WE43開發(fā)出第一代可降解鎂合金支架，并進行了一項多中心、非隨機、前瞻性的臨床實驗BIOSOLVE-2，用來評估二代可吸收支架DREAMS 2G的有效性和安全性。植入一年后的隨訪結果顯示新生內(nèi)膜面積、晚期管腔丟失(LLL)、靶病變血運重建(TLR)和支架血栓形成率都低于之前型號(DREAMS 1G)，更符合臨床要求[38, 42]。基于以上臨床結果，DREAMS 2G于2016年取得歐盟CE認證，成為目前唯一被官方機構認證的鎂合金血管支架。在2018年歐洲心血管介入會議(euroPCR 2018)上，Stefan Verheye博士介紹了Biotronik公司Magmaris支架最新的臨床結果[43]。該臨床實驗BIOSOLVE-4包含200名志愿者，來自世界各地。支架植入后6個月和12個月的隨訪結果顯示支架未發(fā)生異位等不良情況，并且其TLR值可以與第二代藥物洗脫支架(DESs)相媲美，這表明可降解鎂合金血管支架具有良好的生物安全性和可期待的臨床應用前景。

我國于2016年立項資助了由上海交通大學等單位共同承擔的國家重點研發(fā)計劃專項“全降解鎂合金冠脈藥物洗脫支架研發(fā)(2016YFC1102400)”，該項目的目標就是要開展400例臨床試驗。目前，該項目正在按計劃順利進行。有理由期待，在不久的將來，我國自主研發(fā)的鎂合金血管支架將造福我國廣大心血管病患者。

圖17 植入1個月、4個月、12個月、20個月后不同元素在兔子脾臟、肝臟、肺、腎臟、心臟、腦和血漿中的濃度[41]：(a) Mg，(b) Zn，(c) Nd，(d) Zr(NC:陰性對照組；◆:低于檢出限)Fig.17 The concentration of different elements in the spleen, liver, lung, kidney, heart, brain and blood of rabbits after 1 month, 4 month, 12 month and 20 month implantation of JDBM stent[41]：(a) Mg，(b) Zn，(c) Nd，(d) Zr(NC: negative control；◆: below the detection limit)

4 結 語

鎂合金具有良好的生物相容性、體內(nèi)可降解性和優(yōu)異的物理機械性能，可以有效避免惰性金屬材料植入后帶來的有害離子溶出、長期排異反應和應力遮擋效應。它還可以解決可降解高分子材料強度低、生物活性陶瓷材料脆性高的問題，是目前最理想的生物醫(yī)用材料之一，在骨植物器械和血管支架領域有著巨大的應用潛力。

雖然目前可降解醫(yī)用鎂合金的臨床研究已經(jīng)取得一定的進展，德國 Syntellix公司的MAGNEZIX空心加壓螺釘、Biotronik公司DREAMS 2G支架都已取得歐洲CE認證，韓國U&i公司生產(chǎn)的K-MET螺釘也獲得韓國KFDA認證，但是鎂合金在體內(nèi)過快降解所引發(fā)的氣泡聚集(骨內(nèi)植物)、血管支架有效支撐時間有待進一步延長等問題仍是巨大挑戰(zhàn)，同時鎂合金中合金元素降解產(chǎn)物的轉化代謝過程有待進一步揭示和澄清。上海交通大學輕合金精密成型國家工程研究中心團隊近年來在可降解醫(yī)用鎂合金領域進行了大量卓有成效的研究，取得了令人鼓舞的進展。有理由預期，隨著臨床應用研究的不斷深入，可降解醫(yī)用鎂合金必將克服重重挑戰(zhàn)，為病人帶來久違的福音。