2.1   医用金属材料在骨科应用中的进展 2.1.1   骨科金属材料的生物功能   生物医用金属材料以其优良的力学性能、易加工性和可靠性在临床医学中应用广泛，由于金属材料在组成上与人体组织成分相差甚远，且人体不同组织对金属离子的耐受程度不同，不同植入部位对材料的力学性能要求也不同，金属材料很难与生物组织产生亲合。金属材料一般不具有生物活性，它们通常以相对稳定的化学性能获得一定的生物相容性，因此需要对用于人体不同部位的合金材料依据应用需求对成分进行筛选和优化[5]。 决定一种材料是否适合生物医学应用的特性应该包括生物相容性、生物添加剂无毒性、生物功能和耐腐蚀性。另外在人体血液中，由于血小板、细胞和蛋白质带有负电荷，而金属析出离子一般带有正电荷，因此血液中大量金属离子的析出容易造成血栓的形成。镁离子是人体内含量第四的阳离子，同时镁也是人体必需的金属元素，正常成人身体内的总含量约25 g，其中60%-65%存在于骨、齿，27%分布于软组织，镁主要分布于细胞内，细胞外液的镁不超过1%，镁还在维持线粒体膜的结构和功能完整性中起着重要作用。镁及其合金作为一种可降解的植入材料，植入人体之后不会引起急性反应，植入期间也没有发现明显的炎症反应，医用镁合金在人体降解时释放的镁离子(2.0-3.0 mmol/L)有利于新骨细胞的形成与生长能够刺激促进骨愈合[6]，其优异的生物活性在骨科应用方面具有着诱人潜力。 众所周知，铜(Cu)元素在其纳米粒子、微粒子和体积形态中都具有优良的抗菌性能。铜离子对巨噬细胞的增殖和凋亡无明显影响，却显著增加细胞迁移和肿瘤坏死因子分 泌[7]。也有研究显示，含铜内植物的抗菌能力和抗菌效率与其表面Cu2+的释放速率和浓度有关[8-9]。铜离子释放的量和速率也会影响铜离子的表面性能，如耐蚀性，当释放速率为每天0.8×10-9/cm2时，抑制大肠杆菌生长需要约40×10-6的铜纳米颗粒，抑制芽孢杆菌生长需要约30×10-6的铜纳米颗粒；当释放速率为每天0.8×10-9/cm2时，足以对抗典型的微生物生长速率，具有明显的抗菌性。除铜离子以外也有锌、铁、铬和镍多种金属共存并从体中释放，从而产生了不同程度的抗菌能力。向新型含铜钛合金添加促成骨及免疫调节的锌元素，将有望成为骨科金属材料研究的新方向。 2.1.2   骨科金属材料的力学性能   决定一种材料是否适合骨科临床应用不仅需要具有生物相容性，而且还要符合内植物材料的生物力学等特性。 骨科医用金属材料需要有足够的强度与塑性。一般说来，对骨科人工髋关节金属材料的要求是：屈曲强度>     450 MPa，抗拉强度>800 MPa，疲劳强度>400 MPa，延伸率> 8%。临床应用发现不锈钢、钴铬合金、钛及钛合金等材料的弹性模量(>100 GPa)远大于人体骨(25 GPa)，导致由内植物传递到相邻骨组织应力的不均匀，使得处于较低应力作用下的新骨组织得不到足够的力学刺激而生长受限，骨吸收加速，从而继发骨质疏松。继发性骨质疏松易引起内植物的松动及内植物取出除后再发骨折等症状，即“应力遮挡”效应[10]。有研究表明在兔胫骨骨折模型中，低弹性模量可以有效抑制骨萎缩，适当的力学刺激可以形成良好的骨重建力学环境。近年来，应力屏蔽问题在金属材料制成的骨科内植入物中受到了广泛关注[11]。镁合金具有与人骨接近的弹性模量(约为 45 GPa)和密度[1.74 ρ/(g?cm3]，能有效减缓医用金属材料所引起的“应力遮挡”效应。然而由于镁金属活泼的化学性质，镁合金在体内组织液中约 6 周便会因降解速度过快而使其失去原有的力学支撑及固定功能，而骨组织的完全愈合需要 12 周左右，因此镁合金在组织液中的过快腐蚀使其在植入体内达不到需要的机械性能要求[12]。因此，高弹性模量医用金属产生应力屏蔽效应引起骨组织的功能退化或吸收，将成为骨科临床亟需解决的问题。目前，具有与骨相似模量的金属生物材料中属合金材料与骨的相容性良好，而低硬度合金能有效促进骨折愈合和骨重建，其中钛合金具有更好的生物相容性，与传统不锈钢和钴基合金相比具有合适的力学性能和耐蚀性[13]。 2.1.3   骨科金属材料的细胞毒性   骨科医用金属材料的生理腐蚀性是决定材料植入后成败的关键因素，其耐磨性将直接影响金属材料内植物的寿命。金属材料内植物植入人体后，在生理组织液浸渍腐蚀及磨损作用下，金属表面释放的有毒金属离子及微颗粒将进入周围生物组织，由此作用于细胞，不仅抑制酶的活性、阻止酶的扩散和破坏溶酶体，还可与体内物质生成有毒化合物，导致局部组织炎症，引起水肿、栓塞、感染等。有毒金属离子引起的体内免疫反应灶常以异物的形式被组织包裹，使之与正常组织隔绝，从而降低了生物相容性，甚至可能引起癌变[14]。例如，镁基材料由于其弹性模量与骨组织相似，具有较高的生物相容性和较低的应力屏蔽作用[15]，但其在体内降解的过程中产生的过量氢气会在皮下形成气囊，这在一定程上会阻碍植入物与骨组织的相互作用，影响骨组织的愈合[2，16]。Mg金属植入物具有不受控制的高降解率，当体内镁离子浓度达到3.5-5 mmol/L时将引起体内镁中毒，这都是在骨科金属材料研发制造中需要慎重考虑的因素[17]。因此，对骨科医用金属材料进行表面防腐处理，减少植入后的腐蚀、磨损诱发过敏、感染、中毒等组织免疫反应，提高植入手术的成功率和减轻患者痛苦，具有一定的临床意义与使用价值。  骨科医用金属材料一般使用的降毒方法包括合金化、提高耐蚀性、提高光洁度、表面涂层等。合金化是一种比较常见的提高合金性能的方法，合金元素可以通过固溶强化、析出强化及晶粒细化等方式来提高合金的生物学性能。随着医用镁合金在体液中的降解，合金化元素的离子也会被释放到周围的体液和组织中去，这些合金化元素多呈强的负电性，能够变化其电子价态并与生物体内的有机物或无机物质化合形成复杂的化合物，有些含有强烈的毒性。由于医用骨科金属材料制作工艺的特殊性，目前常用的物理方法有研磨、抛光、喷砂等，使其获得特定的表面形貌和粗糙度。其他物理方法如热喷涂、等离子喷涂、物理气相沉积和离子注入等，可改变金属材料表面的组成和性能，通常用于医用金属钛及其合金的薄膜或涂层制作。由于人体中所允许的合金元素浓度非常低，人们既希望合金元素对人体无毒害作用，又能够被人体吸收或者随着代谢系统排出体外。因此，调控骨科医用金属材料的表面光洁度，从制作工艺上改善由于材料表面诱发的细胞毒性，提高合金的耐腐蚀性及生物相容性，也是骨科医用金属材料的研发需要考虑的重要问题。 2.2   医用金属材料在骨科应用中的新方向   以往生物医用金属材料因其优异的力学性能而被广泛应用于骨科临床，但是所利用的功能基本上是支撑或固定的作用，特别是骨科内植物金属材料。细胞-材料表面的相互作用在骨科临床应用内植物骨整合中起着至关重要的作用。目前市场上已经有不同的技术方法通过改善内植物的表面性能，进一步促进内植物金属材料与生物组织的整合。 医用骨科金属材料的表面化学性质、表面形貌和表面粗糙度都参与影响细胞-材料界面的初始细胞反应，最终影响新组织形成的速率和质量。目前，生物医学金属材料已经被引入了一些新的功能，包括金属材料的生物活性、骨诱导性能、抗菌性、抗肿瘤、抗凝、载药等功能[18]。为实现骨科医用金属材料的生物功能化，除了设计新型生物医用合金外，金属材料表面改性是一种备受关注的方法。与设计新合金相比，表面改性技术通常在不改变本体材料性能的前提下对金属表面进行改性，是一种只需要较少的努力和精力又有效又快捷的方法。 骨科医用金属材料表面的大体形貌及表面的微观形貌和化学性质都决定着内植物微环境的改变，例如哪些因子激活或抑制、哪些分子可以吸附及如何附着和排列。金属材料表面改性是改变生物材料表面形态和组成的一种有效方法，即在保持生物医学金属良好力学性能的同时，赋予生物医学金属材料新的表面性能，即生物活性。基于前期医用生物实用金属材料的研究基础，总结目前主要有3种表面改性方法，即物理方法和化学方法、生物方法。 2.2.1   骨科金属材料的材料表面物理改性   骨科医用金属材料设计中一个持续的问题是金属内植物植入体内后的稳定性，金属材料的稳定性不仅取决于金属材料的基质刚度，还取决于材料与周围组织的固定程度[19]。以往，这种稳定性主要是通过螺钉和骨水泥联合应用来实现，最近通过设计医用骨科金属材料的多孔结构诱导骨组织长入，金属材料以这种方式连接到骨宿主可以实现更好的固定。早期的研究表明，如果孔径足够大，活的组织就会渗透到结构中，进而避免简单地将金属材料植入体内后的失稳。HULBERT[20]研究明确骨组织长入所需的最小孔径为50 μm，且孔径大于150 μm能够诱导骨形成，金属材料植入体内后3周内可在钛合金多孔结构中观察到明显骨生长，并且骨植入物界面的剪切强度随时间增加而增加，而新生骨质硬度接近正常骨骼。 骨科医用金属材料表面特殊形貌的细胞反应是一个复杂的生物系统的结果，其中包括蛋白吸附、受体-配体结合及信号转导。成骨细胞向材料表面锚固受金属材料表面粗糙度的影响。金属内植物材料表面粗糙度对细胞黏附的影响可能是由于表面与体积比增加，从而影响细胞吸附[21]。研究者们采用喷砂、酸蚀工艺制备了具有不同结构的钛板表面，将钛板植入大鼠股骨远端14 d后收集样本进行检测，结果表明微米结构和平滑结构之间成骨基因表达差异不大，但纳米表面的成骨基因表达明显增加，证明纳米表面钛板具有良好的生物相容性及成骨特性[22]。飞秒激光处理金属材料使其表面形成纳米微斑结构表面，体外实验发现人类内皮细胞和骨髓间充质干细胞的附着力显著提高，细胞微脉管形成和骨形成率提高的同时显著降低了纤维母细胞的黏附，避免了骨质溶解和假体的无菌性松动[23]。在成骨过程中，钛表面形态可调节细胞下游基因的表达，钛板表面纳米结构激活了MC3T3-E1细胞中的β-catenin 途径并促进了成骨分化。在细胞高密度培养条件下，钛板纳米表面的细胞自噬作用增强，促进细胞质YAP降解，从而调节β-catenin的表达量和核定位并进一步调节成骨诱导效应。也有研究证实，钛表面粗糙度是调节种植体愈合过程中成骨细胞反应的关键因素[24]，随着钛合金表面粗糙度的增加，细胞附着和增殖对表面粗糙度敏感度增大[25]。所以，对骨科医用金属材料内植物进行材料表面结构改性可影响细胞的增殖、迁移和分化。 骨科医用金属材料表面物理改性方法中比较常见的技术：有机加工、打磨、抛光、铣削、表面机械研磨等。目前最为火热的3D打印制作工艺可在大范围内灵活定制最大抗压强度的支架，3D打印技术制造金属材料具有灵活设计、降低加工成本、减少浪费及比研究制造新的合金更容易等优点[26]，有可能取代金属合金的加工及铸造工艺。随着骨科金属多孔材料的广泛应用，孔隙率是金属材料制造过程中需要考虑的一个重要的特征，结合轻质量、高接触表面积和可调控密度等优点，使多孔金属材料具有较固体金属材料更低的弹性模量等特征。多孔金属材料制造工艺目前最常用的技术有选择性激光烧结、选择性激光熔炼和电子束熔炼。最新技术采用直接墨水书写技术进行3D打印Ti6Al4V支架，以水钛粉悬浮液为基础，通过调整表面活性剂和溶剂的组成控制金属基础材料油墨的流变性能；经过印刷工艺和干燥后，将3D打印材料在1 400 ℃高真空下烧结3 h生产出多孔钛支架(孔隙率高达65%)，能够打印出不同的几何形状[27]，甚至可以根据孔隙率、弹性模量匹配进行金属材料的个性化制定，使打印的内植物比固体金属更接近骨的弹性模量，从而减少应力屏蔽相关问题。有学者利用盐浸技术，通过各种化学反应使得多孔材料的制备程序更加简单化[28]。由于多孔金属材料内部孔隙结构相互连接的特殊性，能使组织液在材料内部流通运转而触发骨的生长[29]。既往已有实验证明，Ti-6Al-4V和羟基磷灰石通过先进的3D打印制造技术在支架中均匀复合，在体外用兔骨髓基质细胞评价细胞相容性和成骨特性，结果表明3D打印金属材料支架具有良好的生物相容性。因此有研究提出，3D打印的Ti-6Al-4V/羟基磷灰石复合多孔支架不仅具有可调的力学性能，经过个性化定制还使其具有生物学性能，将是一种有希望的骨组织工程候选材料[30]。 2.2.2   骨科金属材料的材料表面化学改性   骨科金属材料内植物植入体内后继发感染是骨科手术常见的术后并发症，也是骨科手术中的一个严重问题。传统的骨科金属材料在植入后会受到磨损和腐蚀的双重影响，这可能会显著加速材料的降解过程。骨科金属材料表面形貌是决定宿主反应的关键因素，金属材料植入体内后在体内内环境体系中可能会发生材料的溶解，甚至影响其结构的完整性，而即使是低腐蚀率的情况下也会有释放离子和粒子的危险，释放的金属离子及粒子可在宿主体内引起炎症反应，持续的炎症反应可能导致不良反应，甚至导致植入物的失败[31]。因此，金属材料内植物的表面化学、能量、形貌和粗糙度都会影响细胞-材料界面的初始细胞反应，最终影响新组织形成的速度和质量[32-33]。修饰各种金属植入物表面以提高其抗菌效果和降低潜在的长期细胞毒性，将成为骨科医用金属材料首要考虑的因素。 金属材料表面化学改性通常涉及化学反应，导致新物质在基体表面形成。借助于各种表面改性方法，使生物医学金属具有新的生物医学功能，随着新涂层的出现及运用，使得生物医学金属的表面性能得到改善。有研究分别在不同的处理温度下通过等离子体渗氮或物理气相沉积对金属进行表面修饰，制备类金刚石涂层，低温渗氮处理后使金属材料保持其钝化性质，类金刚石涂层作为固体润滑剂有效减缓了金属材料在体液环境中的磨损及腐蚀[34]。常见的金属材料表面修饰有纳米银掺杂羟基磷灰石涂层[35-36]、溶胶-凝胶法制备的二氧化钛和二氧化硅微纳米涂层[37-38]、原位水热结晶法制备了含银沸石涂层[39]、镁基涂层[40-41]、矿化胶原涂层[42]、UV杀死的金黄色葡萄球菌作为新型钛表面的骨导电涂层等[43]，均使金属材料在骨科临床应用中具有较好的抗菌活性和生物相容性。因此，修饰内植物材料表面可以优化种植体与组织的反应。 采用激光工程净整形(透镜)和等离子喷涂沉积技术在Ti6Al4V上制备的梯度羟基磷灰石涂层，已被证明可以诱导骨形成并促进骨-种植体的融合[44-45]。纳米羟基磷灰石涂层能够缩短骨完全整合所需的时间[46]。羟基磷灰石涂层多采用水热法或烧结法合成，湿法化学沉淀法能够合成不同尺寸的纳米晶羟基磷灰石：即将100 mL的磷酸氢铵溶液(0.65 mol/L)与1 137.5 mL去离子水(dH2O)混合，用150 mL氢氧化铵将溶液的pH值调整到10左右；将大约135 mL的四水合硝酸钙溶液(1 mol/L)缓慢滴入上述混合物中，在室温下持续10 min；然后将溶液离心，用dH2O冲洗，沉淀最终在80 ℃下干燥数小时，这个过程重复了几次，以获得制备水凝胶所需的羟基磷灰石，再用紫外线消毒30 min[47]。总之，湿化学沉淀法能够在微米和纳米水平上很好地控制羟基磷灰石的晶相和表面形貌[48]。加入钽的羟基磷灰石涂层不仅促进了细胞的初始黏附和快速增殖，而且促进了骨髓间充质干细胞的成骨分化，表面钽/羟基磷灰石涂层与基体的结合强度明显优于羟基磷灰石涂层，有望成为一种很有前途的金属植入物生物涂层材料[49]。结合简易的单步空气喷射纺丝方法，将含纳米羟基磷灰石颗粒和聚乳酸纳米纤维的生物可降解杂化膜纤维层在AM50膜上逐层包覆，提高了可降解金属材料的生物耐腐蚀性，有效地降低了初始降解率[50]，为易降解金属材料的研发应用开启了新方式。 2.2.3   骨科金属材料的表面生物改性   骨科金属材料作为骨替代内植物，不仅具有良好的生物力学性能及生物相容性，而且还具有良好的生物活性和抗炎性能，在多功能协同作用下使治疗变得简单，才可能会极大程度地减轻患者的痛苦。从这个角度看，加速新生骨的形成是金属内植物治疗骨骼损伤的一个非常理想的目标，因此开发具有生物活性新功能的医学金属内植物有广阔的前景。 生物金属内植物材料引起的异物反应和慢性炎症仍然是一个未解决的问题，金属内植物无菌性松动伴随着磨损引起的骨溶解(骨丢失)，是晚期内植物手术失败和翻修手术最常见的原因之一。已有研究结果表明在炎症条件下(包括假体周围骨溶解)，分泌白细胞介素4的骨髓间充质干细胞和预处理的骨髓间充质干细胞具有优化骨再生的潜力[51]。随着骨科金属材料中钛及钛合金的广泛应用，有研究提出了一种表面工程方法，利用溶胶-凝胶方法使金属植入物可以在体外和体内诱导成骨[52]，这表明溶胶-凝胶纳米修饰方法为未来临床骨科植入物的转化提供了全新的途径。与此同时也有研究表明，趋化因子物质P修饰的钛基基质通过招募内源性间充质干细胞聚集并成骨分化促进骨形成[53]。通过掺入骨形态发生蛋白2/巨噬细胞来源的外泌体，使早期成骨细胞分化标志物、碱性磷酸酶和骨形态发生蛋白2的表达显著增加，同时激活自噬以促进成骨[54]。综上所述，结合含有生长因子(骨形态发生蛋白2)的间充质干细胞杂交支架可以增强间充质干细胞的体外成骨分化和体内异位骨形成[55]，是很有前途的骨科医用金属材料研制方向。 骨科多孔金属生物材料在改善骨组织再生和预防植入相关感染方面具有巨大潜力。应用选择性激光烧结技术进行3D打印制造的多孔金属生物材料，其巨大的内部表面及孔隙空间可用于药物运载，进行金属材料表面生物功能化和功能调节，以增强其骨组织再生性能并使植入相关感染的风险最小化。越来越多的证据表明，骨髓间充质干细胞在促进组织修复中不是直接分化成实质细胞，而是通过分泌的外泌体发挥功能[56]。外泌体作为细胞自然分泌的纳米载体，在没有亲本细胞的情况下可以减少炎症和组织细胞的凋亡、促进内源性组织器官干祖细胞的增殖，从而达到修复组织器官的效果。自然分泌的纳米载体-外泌体可作为一种生物活性材料用于提高生物材料的生物活性[57]，这也是骨髓间充质干细胞联合金属生物支架应用的基础，金属材料支架在生理物理上发挥支撑作用，间充质干细胞在金属支架3D的环境里发挥治疗功能。3D打印金属支架具有相互连接的多孔结构，允许养分、可溶性因子和其他分子信号的交换。传统外源性因子引入支架的方法是直接浸泡法，该方法负载生长因子的数量有限，且植入体内后因子呈现爆发状释放，具有较短的半衰期，因此限制了其临床的进一步应用[58]。水凝胶是具有三维网络空间结构的聚合物，含水量高，生物相容性好，具有一定得生物黏附性，是理想的药物载体[59]。研究显示，水凝胶不仅利于干细胞移植，还可以提高干细胞的体外存活率，并可以形成缓释体系，提高细胞因子的生物利用度[60]。已有研究显示，水凝胶转载外泌体与羟基凝灰石的复合体可以促进骨组织再生[57]。构建转载细胞的多功能胶凝系统可以实现钛合金植入物的生物改性，并可以有效促进钛植入物/宿主组织之间的整合[54]，但预成型的水凝胶和钛之间的结合很弱，引入外源性因子极容易被破坏。光固化水凝胶可以通过紫外光照射引发聚合固化反应，形成三维网络状结构的水凝胶，这为在钛合金支架结构内形成更强黏附效果的凝胶缓释体系提供了解决方法[61]。因此，光固化水凝胶缓释系统为外泌体引入和生物材料耦合在骨组织医学工程的应用，以及骨科医用金属材料功能化改造的创新研发及临床应用开辟了新道路。"