面向骨科植入應用的可降解鋅基材料研究進展

孫 疆，石章智，李亞庚，李相民，李危石*，王魯寧*

(1 北京大學第三醫院 骨科，北京 100191；2 骨與關節精準醫學工程研究中心，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 材料科學與工程學院北京材料基因工程高精尖創新中心，北京 100083)

近年來，鋅(Zn)作為一種新型醫用可降解金屬，受到材料學和醫學界廣泛關注。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揮著重要作用[1]。例如在不同細胞水平上的直接信號傳導功能；在傷口愈合、大腦發育和細胞膜穩定性等廣泛的細胞和生化過程中，作為酶輔因子、蛋白質的結構成分和轉錄調節因子發揮著關鍵作用；作為抗氧化劑穩定DNA和細胞膜；改善內皮完整性并防止動脈粥樣硬化[2]。Zn2+通過促進成骨細胞和軟骨細胞分化，抑制破骨細胞分化和活化等方式，在骨生長中發揮積極作用[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，不會產生因降解氣體累積引發的組織腫脹，降解產生的Zn2+還具有一定的抑菌作用。因此，可降解醫用鋅基材料制成的骨科內植物，與傳統永久金屬內植物相比，感染及慢性炎癥的風險下降、無需二次手術取出，還有望發揮促成骨、促進腱骨愈合等療效，加速患者康復。

目前，可降解醫用鋅基植入器件適合工業化生產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 ℃，遠低于Mg和Fe的熔點，且熔融態Zn的化學活性遠低于Mg，與Al類似，可在空氣中熔煉，因此，可降解醫用鋅基材料的鑄造較易實現。鑄態可降解醫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，以充分發揮材料的壓縮塑性，通過動態再結晶等機制消除拉伸脆性，提高材料的成形性，為后續多種形式的加工打下良好基礎。理想情況下，塑性成形過程中材料的體積不變。而實際生產中，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。以北京科技大學和山東百多安公司等單位聯合開發的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→多道次拉拔成毛細管→激光切割成支架毛坯→后處理→成品[5]。再以北京科技大學和北京大學第三醫院聯合開發的高強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→機加工→成品[6]。

目前已對多種可降解醫用鋅基材料骨科植入物進行了動物體內評估，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的強度低，抗拉強度一般小于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個月內均面臨較大的結構失效風險，難以發揮預期療效。合金化是提高純鋅強度的有效方法，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，重點對面向骨科領域應用的可降解醫用鋅基材料的制備加工、組織結構、毒理學、生物相容性、力學性能和腐蝕行為等進行回顧總結，旨在幫助相關研究人員以材料學和醫學的雙重視角實現可降解醫用Zn基材料及器件的優化和創新設計。

圖1 基于Zn及其合金的多種骨科內植物

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出一定細胞毒性。多種細胞(L929，MC3T3-E1等)在純Zn浸提液中或純Zn表面直接培養，均被檢測出不同程度的活力降低[13-15]。也有文獻報道純Zn螺釘術后出現周圍骨整合延遲[9]。上述關于純Zn不一致的報道，可能是由體內外環境以及體內不同部位或生理狀態下，純Zn的降解行為變化和降解產物變化引起的。Zn2+在體內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細胞表現出較高的增殖率和健康的形態；而較高的Zn2+濃度(367.7 μmol/L)會嚴重損害這種細胞的活力和形態[16-17]。表1[3,14,18-20]列舉了不同種類細胞對微環境中Zn2+的耐受情況，研究人員應當根據不同內植物植入體內環境中的細胞種類，調整Zn基材料降解過程中Zn2+的析出速率。

表1 不同種類細胞對微環境中Zn2+的耐受情況

此外，體外不同檢測方法及浸提標準也可能造成浸提液中Zn2+濃度的較大差異。

Zn在體內降解的主要反應及產物如下：

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6個月的觀察發現，純Zn降解速率均勻，無明顯炎癥反應[21]。在骨/植入物界面形成了新生骨組織，并發現對大腸桿菌(E.coli)和金黃色葡萄球菌(S.aureus)具有較強的抗菌活性。在另一項植入大鼠股骨髓腔8周的實驗中，純Zn表現出良好的生物相容性，無骨溶解、畸形或脫位跡象，Micro-CT結果顯示新骨形成并與植入物直接接觸。純Zn植入物在體內降解發生點蝕，可以觀察到局部積累的降解產物[19]。大部分Zn基材料在體內外降解過程中僅會引發局部環境pH值的輕度上升，例如在成骨誘導培養基中浸泡72 h后，純Zn組溶液的pH值為8.5，而純Mg組則升至10.4[20]。目前認為適合成骨細胞增殖分化的pH區間為8.0～8.5。體內環境下，氧分壓、體液組分和循環狀況等局部微環境因素會顯著影響Zn基材料的降解。例如，當Zn基材料植入血管后，局部血液循環將大大減少OH-的積累，在材料表面形成均勻致密的Zn3(PO4)2腐蝕層；當Zn基材料植入骨組織時，植入物周圍是一種靜態/循環混合環境，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植入物可能引發應力屏蔽效應，對骨組織新生和改建產生負面影響；(2)降解速率有待調控，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與理想骨科內植物的性能要求尚有差距(圖2)。通過化學成分、組織結構調控和表面工程等方法，可以改變純Zn的生物學特性、降解行為、力學性能和臨床易用性，使醫用可降解Zn基材料更接近理想骨科內植物的要求。

圖2 骨科內植物材料的需要考慮的性能要求

2 醫用可降解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量分數)。目前醫用可降解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因在體內有誘發阿爾茨海默病的風險，不推薦作為內植物材料的成分。

表2 Zn及其合金在骨科領域的體內植入研究

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)，并且降解產生的Mg2+可以通過支配骨膜的感覺神經纖維末梢釋放降鈣素基因相關肽(CGRP)，加速骨髓間充質干細胞(BMSCs)募集黏附，上調BMP-2和VEGF的表達以及抑制NF-κB通路活性等方式，有效促進新生骨形成[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注的醫用可降解金屬材料[32]。自1900年Payr[33]首次將Mg板應用于關節置換術以來，研究人員圍繞Mg基材料制成的接骨板、螺釘和髓內釘等器件進行了大量體內外實驗研究，探索它們作為骨科內固定物及組織再生修復支架的臨床應用潛能。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+協同實現促成骨、抑菌等多項生物學功能。微環境中Zn2+和Mg2+的共存能夠促進兩者流入BMSCs，并且能夠抑制細胞內Zn2+的外流，從而有效激活Runx2的轉錄以及ALP和OCN的表達，誘導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胞系(NHOst細胞)的影響，發現該合金在細胞活力和誘發炎性反應方面的表現與純Zn差別不大，而細胞早期PGE2表達明顯升高，說明修復骨損傷的潛力提升。Zn08Mn04Mg韌帶修復骨釘在生理鹽水中降解，前20天內釋放的Mg2+量達到Zn2+量的52%(質量分數，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生的多種成骨離子協同效應，是促使肌腱骨化從而提高腱骨愈合速度和強度的重要原因[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。大量的體外細胞相容性和血液相容性研究已經證明，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Zn-Mg合金的體內植入表現良好。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合金釘棒沒有引發局部或全身的毒性反應，且相較于空白對照組，促進了植入區域周圍新骨的形成。另一項大鼠股骨內植入的組織學結果顯示，Zn-5Mg合金與新生骨質在多個位置直接接觸，骨結合面積明顯增加，而純Zn釘棒周圍則出現了骨整合延遲[24]。熱擠壓Zn-0.05Mg合金在新西蘭兔骨組織內表現出良好的成骨誘導性，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合金在骨組織內的降解主要分為3個階段，與骨組織愈合的階段相對應[24]：(1)酸性pH(5.2～6.9)的血腫、缺氧以及炎性細胞浸潤期，降解產物主要以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期，以ZnO，Mg(OH)2為主的腐蝕產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值上升誘發材料周圍鈣磷沉積，在新形成的骨骼周圍產生一個低Zn含量的結晶磷酸鈣區域，其化學成分與骨骼相似，最終被破骨細胞重新吸收，誘導成骨細胞形成新骨[38]。總體而言，與純Zn相比，Zn-Mg合金的降解會進一步促進新生骨的形成及礦化。

Mg還是一種能夠顯著強化Zn的元素，但是單獨加入時會導致室溫老化。熱擠壓態Zn-0.08Mg合金的屈服強度(YS)、抗拉強度(UTS)和伸長率(EL)達到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強化Zn的規律、機理及其引發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]發現擠壓態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]的研究卻發現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相的體積分數，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性的富Mg腐蝕產物，這尚待進一步研究揭示。

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、自由基清除和神經遞質合成[43]。Mn可以通過影響整合素活性來調節細胞與細胞外基質之間的相互作用，進而影響細胞增殖、黏附和擴散。骨組織中適量的Mn有益于堿性磷酸酶(ALP)和骨形態發生蛋白(BMP)的表達、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合金經過大應變退火成形后[45]，因為晶粒細化和拉伸測試中發生動態再結晶等對塑性的提升作用，EL從熱軋態的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%)系列合金的體內外生物學表現，發現Zn-0.8Mn合金相較于純Zn，對MC3T3-E1細胞的增殖、形態以及成骨相關基因表達的提升最為顯著。大鼠股骨髁的植入實驗結果表明，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部骨長入情況均優于對照純Ti組，進一步肯定了Zn-0.8Mn合金在體內環境的成骨誘導能力。

Sun等[46]發現固溶熱處理是調控Zn-Mn合金性能易行而有效的手段。將軋態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，電化學腐蝕速率從145 μm/a降至95 μm/a，對小鼠成纖維細胞(L929)的毒性顯著降低，細胞增殖效率由小于8%飆升至超過100%[46]。不過，這種對細胞增殖效率的影響隨細胞種類而異，對于大鼠間充質干細胞(rBMSCs)，固溶熱處理的影響沒有統計學顯著性。

2.3 Zn-Li合金

Li是能夠顯著強化Zn的合金元素。Li等[47]揭示了鑄態Zn-xLi(x=0.1%～1.4%)系列合金的組織形成規律。當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)，再發生共晶反應析出β-ZnLi4，形成Zn晶界上分布β-ZnLi4的微觀組織。而當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，再發生共晶反應形成Zn+β-ZnLi4共晶組織，隨著溫度進一步降低，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，北京科技大學研發了熱-溫軋制成形法[48]，在保持高強度的前提下，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網絡，因此，軟的Zn相中析出β-ZnLi4得到強化，硬的β-ZnLi4相中析出Zn得到塑化，使得構成合金的雙相同時發生強塑化，合金的YS,UTS和EL分別達到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析出強化相[7]。

Zn-Li合金的性能可以通過合金化進一步調控。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可以通過激活經典Wnt通路來改善小鼠骨量并促進新生骨形成[52]。在新西蘭兔體內的植入實驗證明Zn-0.8Li-0.1Sr合金具有良好的生物相容性并對于骨質疏松骨折療效明確，作為骨質疏松承重部位內固定物材料具有較好的臨床應用前景[11]。

2.4 Zn-Cu合金

作為人體健康必需的營養元素，Cu的缺乏可導致葡萄糖和膽固醇代謝、心臟電生理以及神經免疫系統異常[53]。Zn中加入Cu合金，可提高抗蠕變性、強度和硬度[54]。Zn-Cu合金中的第二相為CuZn4，可以固溶進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Zn-xCu(x=1%～4%)系列合金，發現隨Cu含量升高，合金的強度及塑性也提高，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]在體外評價了鑄態和軋態Zn-xCu(x=1～4)系列合金作為顱額面部骨折手術植入物材料的潛力。軋態純Zn的YS,UTS和EL分別為85 MPa,151 MPa和42%，而軋態Zn-4Cu合金的對應值分別為327 MPa,393 MPa和39%，在保持高塑性的基礎上顯著提升了強度。

在骨科手術中，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(宿主免疫抑制和抗感染能力降低的區域)，細菌可輕易黏附、定植并引起感染。一般來說，植入物感染的機制是游離細菌接觸并黏附在材料表面，形成難以去除的細菌生物膜[58]。只要植入物存在，感染風險就存在。因此，Cu在骨科領域的特殊價值是其廣譜抗菌特性，可以同時抑制細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，從而賦予傳統骨科和口腔內植物較強的殺菌性能[59-62]。Zn-Cu合金是可生物降解的抗菌植入物，有可能從源頭上預防細菌感染。Wen團隊[63]開發了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，局部組織內或人體中過量的Cu具有細胞毒性，并有誘發諸如阿爾茨海默病和威爾遜病等神經系統退行性疾病的風險。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胞以及成纖維細胞的毒性與純Zn相當，添加Cu沒有降低生物相容性[25,63-64]。盡管如此，在臨床應用前，仍需要更多細胞種類及體內植入數據來為Cu的添加量提供參考標準。

Zn-Cu合金中添加Mg可以提高對部分細胞的相容性[65]。Zn，Zn-3Cu和Zn-3Cu-0.1Mg合金的未稀釋浸提液對人內皮源性細胞有毒性；而Zn-3Cu-0.5Mg和Zn-3Cu-1Mg在相同條件下無細胞毒性。隨著Mg含量增加，鑄態和擠壓態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的骨丟失。此外，研究發現添加Cu2+的聚DL-乳酸支架可以通過上調ST-2骨髓基質細胞的VEGF分泌，促進骨質再生過程中的血管生成[66]。目前尚需更多的體內植入實驗揭示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也因其多種化學狀態下優良的抗菌性能而長期應用于生物醫學領域。滲透進細菌細胞內的Ag2+或微粒可以使細菌DNA雙螺旋分子凝聚皺縮并失去復制能力，導致細菌死亡[67]。然而，人體免疫系統對游離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可進入哺乳動物細胞并破壞細胞器功能[70-71]。因此，對含有Ag元素的合金材料，應注意控制Ag合金元素的占比并避免突釋效應。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胞的細胞相容性發生惡化[72]。Li等[73]也指出添加Ag不會增大Zn合金對L929細胞和人類原發性骨肉瘤細胞(Saos-2)的細胞毒性，Zn-4Ag合金還展現出了優秀的抗格氏鏈球菌(S.gordonii)活性。

Ag元素對Zn有強化作用，擠壓態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合金塑性的基礎上顯著提高其強度。Zn-Ag合金的體外降解速率在電化學和浸泡實驗中較純Zn稍快。有研究顯示，HUVEC細胞在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合金在大鼠股骨內呈現廣泛的局部腐蝕，腐蝕坑深入基體超過50 μm，材料與骨質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構的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構的CaZn13，擇優生長方向為〈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]。細化金屬間化合物第二相是這些合金的共同需求。目前已發展出稀土微合金化法和循環水冷凝固法等顯著細化了FeZn13和(Fe, Mn)Zn13，達到了提高合金強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端，8周后發現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，同時起到調控Zn合金降解的目的，以開發新的醫用可降解Zn合金體系。

表3 參與人體骨質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制備加工，使其具有匹配天然骨組織的力學性能、內聯通的多孔結構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、骨誘導及骨整合具有積極作用[81]。針對Zn基材料而言，增材制造還能夠調控支架的降解速率，進一步滿足不同患者的個體化需求。選擇性激光熔化技術(SLM)，因其高溫度、無剛性支撐和高尺寸精度等優勢，目前被認為是最適于加工醫用可降解金屬植入物的增材制造技術[82]。然而，Zn低熔點、低沸點及高反應性的特點，使得其在打印過程中蒸發現象十分明顯[41]。反應室內的金屬蒸汽會引發激光的能量衰減及散射，導致熔融不足及匙孔形成。另一方面，熔融狀態下的Zn具有較高的流動性及潤濕性，很容易與周邊粉末發生毛細作用，造成大量粉末附著在熔池中，影響加工器件的表面質量，同時造成小梁直徑與整體孔隙率偏離設定值[83]。

針對上述問題，Wen等[84]優化了成形腔內的氣體循環系統，減少了Zn蒸氣在反應室內聚集，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構多孔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(松質骨YS=0.2～80 MPa，E=10～2000 MPa)。該支架在體外靜態和流動的改良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基體的腐蝕產物[86]。該團隊后續在三種不同結構(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物強化作用，同時證實多孔結構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到150%)。Qin等[83]為了強化多孔Zn的力學強度，將純Zn粉與WE43粉混合，制備了Zn-xWE43(x=0～8)多孔支架，結果表明快速冷卻和WE43的加入引發的晶粒細化共同導致了多孔Zn強度的提升。與塊狀材料類似，隨著WE43含量的增加，更多的Zn+Mg2Zn11共晶析出，提高了抗拉強度，但降低了伸長率；而脆性MgZn2相的形成對強度及塑性均會產生不利影響。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的生物學研究較少，增材制造多孔鋅的表面對于MG-63細胞的細胞相容性較好，細胞對于支架不同區域的黏附并沒有表現出明顯的選擇性。

增材制造Zn基材料的研究尚處于起步階段，仍需優化制粉及打印工藝，進一步提高成品成分及結構的可控性，以匹配個體化定制植入物高精度的需求。在材料選擇、結構設計及后處理方面，在參考傳統金屬經驗的前提下，也需要考慮Zn合金可降解的特性。在保證優良的生物相容性及促成骨能力的前提下，實現隨著損傷修復進程，將力學負載由支架逐漸轉移至新生骨組織。

4 結束語

目前諸多實驗結果均表明可降解金屬具有很好的臨床應用前景。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認證和韓國食品藥品監督管理局(KFDA)的批準；2020年，空軍軍醫大學口腔醫院完成了國際上首例可降解鋅合金(湖南華耀百奧醫療)頜面骨折內固定手術；用于自體骨移植或骨折固定的高純Mg螺釘也已正在國內投入臨床實驗。

(1)力學性能

對于應用于骨科領域的Zn基材料，相較于純Zn，強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具有最好的強化效果，而Cu實現了強化和增韌效果的平衡。但是目前文獻中廣泛引用的針對骨科植入物材料的力學性能標準，即YS>230 MPa，UTS>300 MPa，EL>15%～18%，稍顯嚴苛過時。臨床上諸多力學性能低于此標準的材料，如PLLA，PEEK等也被證實能夠滿足植入需要。因此，根據不同手術應用場景的實際需要，制定與之匹配的材料性能標準(如屈服強度、抗拉強度、伸長率、抗疲勞性能、降解速率、降解模式等)，應當是下一步醫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，不同報道的實驗結果之間不易直接比較，導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論。在降解模式方面，均勻腐蝕要優于局部腐蝕。尤其是應用于承重部位，局部腐蝕可能會導致植入物提前失效。

(3)生物學效應

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

除合金化外，應用增材制造技術、制備ZrO2納米鍍膜和磷酸Zn涂層等方法也被用于優化Zn基材料的彈性模量和細胞黏附性。Zn被譽為“21世紀的鈣元素”，隨著對Zn基材料降解和生物效應等方面認識的深入，通過進一步性能改良并制定相關國家/行業標準，Zn基材料將實現廣泛的臨床應用，解決傳統惰性材料的局限性，造福廣大患者。