抗菌涂層對種植體表面生物學性能影響的研究進展*

王子璇 孟維艷

種植體表面的細菌感染主要是通過細菌在種植體表面形成菌斑生物膜，破壞其周圍組織，導致種植體周圍炎，甚至種植體的松動、脫落[1]。細菌生物膜是一個具有高度異質性的細菌集合體，細菌常常被嵌入在其自身產生的胞外聚合物基質(extracellular polymeric substances,EPS)中[2]，因此生物膜極大地增加了病原體對抗生素和環境壓力的耐受性，是公認的種植體周圍炎的始動因素[3]。因此，賦予種植體表面一定的抗菌性能是近年來的研究熱點。在種植體表面進行表面抗菌改性，通過物理、化學或生物的方法改變現有種植體材料的表面[4]，來實現種植體表面化學成分及表面結構的改變，從而形成不利于細菌生長以及生物膜形成的表面實現抑制細菌黏附，或破壞細菌生物膜，或引起免疫調節刺激機體產生抗菌作用等，從而達到抗菌的目的[5]。由于種植體的本質作用是代替天然牙行使生理功能，因此，種植體的抗菌涂層要兼顧表面的骨結合及軟組織結合性能。本文將圍繞種植體表面抗菌設計及抗菌涂層對種植體表面生物學性能的影響作一綜述。

1.種植體表面抗菌的設計

生物膜的形成分成四個階段：(1)初始黏附：細菌黏附在種植體的表面。細菌黏附可分為兩個階段：非特異性可逆的細菌附著與特定的不可逆黏附。最初對非生物表面的黏附通常沒有特異性，而對生物表面的黏附則涉及特定的凝集素或黏附素的相互作用，種植體表面會被細胞外基質蛋白和免疫蛋白覆蓋[3]。(2)早期生物膜形成：細菌開始分裂增殖并產生EPS。(3)生物膜成熟：EPS 形成三維結構，允許多種細菌在相互作用中共存。(4)生物膜擴散：細菌離開生物膜，進入到浮游階段，游走擴散，進入下一個循環[6]。

1.1 抗菌涂層的原理 在生物膜形成的每個階段都可以靶向抑制生物膜的形成：(1)初始階段可以通過靶向細菌表面相關的凝集素或黏附素來破壞細菌與種植體表面之間的相互作用。(2)通過抑制EPS 的產生，減少細菌的分裂增殖，破壞生物膜形成的早期階段[6]。(3)成熟的生物膜可以通過物理-機械方法去除，也可以通過降解EPS 進行去除[7]。(4)還可以通過誘導EPS 重構或生物膜主動擴散的方式來去除生物膜[8]。

抗菌涂層依靠負載的抗菌劑發揮作用，常見的抗菌劑包括有機抗菌劑和無機抗菌劑。有機抗菌劑如抗菌肽是通過破壞細胞壁和細胞膜的完整性、與細胞內靶點結合以及抑制其核酸的合成從而達到抗菌效果[9]。無機抗菌劑如Ag、Cu、Zn 等是通過靜電相互作用附著在細菌細胞壁上，破壞細胞膜[10]。還可以通過自由基的形成誘導氧化應激，抑制細菌內基質金屬蛋白酶的活性，減弱呼吸鏈中酶的作用，破壞細菌細胞膜的完整性使得細菌結構裂解、胞質外滲,最終導致細菌死亡[5]。

1.2 抗菌涂層的分類 根據抗菌的作用方式不同，可分為種植體表面形貌抗菌和抗菌涂層抗菌。種植體表面形貌抗菌方式可以通過運用納米表面處理技術，制備具有納米形貌的種植體表面，進而改變種植體表面的理化性質，通過直接接觸殺菌等方式減少細菌黏附進行抗菌[11]。

抗菌涂層又可以分為直接抗菌涂層和緩控釋抗菌物質涂層，前者包括抗生素、季銨鹽等可以直接抵抗種植體表面細菌的黏附和生物膜的形成，后者是由抗菌物質與載體相結合而形成的，抗菌物質被載體裝載，在特定條件下，如炎癥狀態時釋放抗菌物質，從而達到抗菌效果[12]。

根據抗菌涂層的抗菌作用物質分類，可將抗菌涂層分為生物大分子涂層、聚合物涂層、金屬離子涂層、二氧化鈦納米管涂層等。聚合物涂層及生物大分子涂層通過共價鍵或層層自組裝等方式負載到種植體表面，通過其自身結構及負載的相關因子進行抗菌，從而實現種植體骨結合的長期穩定[12]。金屬離子抗菌涂層通過微弧氧化法、陽極氧化法、等離子噴涂等方式負載到種植體表面進行抗菌。二氧化鈦納米管涂層通過陽極氧化法將納米管負載在種植體表面上，抑制細菌初始黏附以及殺滅細菌進行抗菌[13]。

2.抗菌涂層對種植體表面生物學性能產生的影響

種植體周圍組織主要包括種植體頸部周圍軟組織和種植體周圍骨組織等。種植體周圍軟組織與天然牙齦組織相類似，主要有上皮層和結締組織層，當軟組織附著于種植體表面時，首先發生的是黏附蛋白、膠原蛋白的吸附，之后誘導細胞的黏附和增殖，最終形成上皮層和結締組織層，這是確保種植體免受病原體侵入和維持下方骨組織長期穩定的生物屏障。而骨結合是種植體行使功能的基礎。因此抗菌設計對種植體表面與軟組織及骨組織結合生物學性能的影響具有重要意義。理想的抗菌涂層應當可通過“接觸誘導”方式促進上皮細胞、膠原纖維以及骨組織嵌入種植體表面生長[14]。

2.1 對上皮組織的影響 種植體周圍上皮(periimplant epithelium,PIE)與天然牙周圍的結合上皮寬度不同，約1.6～2.35mm，主要通過基底板與半橋粒附著于種植體表面，該結構在實現種植體邊緣封閉阻止細菌入侵中起到重要作用，但其膠原纖維區別于天然牙表面的垂直插入牙骨質中的纖維，而是平行或環繞于種植體表面，這就使得上皮層容易向種植體根方遷移而破壞邊緣封閉的效果。因此，種植體的表面設計應促進結合上皮與表面的錨定作用，抗菌涂層的設計也應遵循這一原則。

Zhang 等[15]構建了層黏連蛋白α3 功能化的殼聚糖/ 透明質酸/ 膠原多涂層鈦種植體表面，發現該涂層可促進層黏連蛋白α3 在上皮細胞中的表達，有效促進種植體周圍上皮的形成，可以在種植體表面建立牢固的生物上皮封閉防止細菌入侵的同時，在早期改善上皮細胞附著和細胞擴散。Maeno等[16]在鈦種植體表面用蛋白酶激活受體4 激活肽(protease activated receptor 4-activating peptide,PAR4-AP)進行表面修飾，誘導血小板活化和聚集，發現該涂層可以促進牙齦上皮細胞進行上皮附著形成上皮屏障，并且可以減少細菌的附著、滲透和侵襲。Masa 等[17]發現二氧化鈦/ 銀-二氧化鈦納米雜化膜抗細菌黏附的同時可以促進上皮細胞附著。

2.2 對結締組織的影響 結締組織層位于上皮層根方至牙槽嵴頂之間寬約1～1.5mm 的區域，膠原纖維來自牙槽骨嵴頂的骨膜，方向與基臺表面平行，因此這種結合強度弱于天然牙。當支撐強度不足時，上皮層將向根方遷移，形成牙周袋，同時將有利于細菌入侵，破壞骨質。

Blunn 等[18]在多孔鈦合金上涂覆纖連蛋白功能化的羥基磷灰石和銀涂層，不僅有抗菌作用，還促進了成纖維細胞的生長，提示該涂層能夠同時實現增強軟組織整合以及對抗感染。在選擇性激光熔融鈦支架上涂覆納米金剛石涂層可以抑制金黃色葡萄球菌的定植，還可以促進成纖維細胞的生長[19]。在鈦種植體表面的槲皮素納米涂層降低了初始細菌黏附的同時增加了牙齦成纖維細胞的附著，可以增強軟組織的整合并提高種植牙的成功率[20]。由聚多巴胺、羥基磷灰石和羧甲基殼聚糖改性的種植體表面涂層除了具有優良的抗菌活性，還能促進牙齦成纖維細胞黏附、擴散和增殖，從而實現優異的軟組織整合[21]。

2.3 對骨組織的影響 骨結合是種植體行使生理功能的基礎，多種表面改性已被證實可促進骨結合，但是亦有部分涂層在遠期時發生涂層剝脫，造成骨結合的喪失，因此在種植體體部的抗菌涂層應確保骨結合的長期穩定。

2.3.1 生物大分子涂層 將磷酸鈣和不同濃度的乳鐵蛋白修飾在多孔鈦上，發現可以有效抑制血鏈球菌和金黃色葡萄球菌的黏附和增殖，并促進成骨分化[22]。Huang 等[23]在鈦合金Ti6Al4V(TC4 titanium alloy,TC4)種植體表面制備含有骨形態發生蛋白-2(bone morphogenetic protein-2,BMP2)和降鈣素(calcitonin,CT)的層層自組裝(layerby-layer,LBL)殼聚糖／明膠多層膜結構(TC4／LBL／CT／BMP2)，用細胞因子誘導RAW264.7 分化為破骨細胞。研究發現TC4／LBL／CT／BMP2涂層可以顯著提高骨髓基質細胞成骨分化，抑制巨噬細胞向破骨細胞分化，顯著提高骨結合效率，并促進巨噬細胞向M2 型進行分化，促進分泌大量的炎癥抑制因子，抑制種植體周圍炎的發生。此外，Zhou 等[24]制備了負載絲素蛋白的抗微生物劑復合材料，該復合涂層抑制了大腸桿菌的定植，促進了成骨細胞增殖，并明顯改善成骨分化趨勢。此外，負載穿心蓮內酯的納米管可以抑制種植體表面細菌黏附和生物膜形成，還可以顯著促進骨髓間充質干細胞(bone marrow mesenchymal stem cells,BMSCs)的附著、增殖和成骨分化[25]。二氧化鈦(titanium dioxide,TiO2)納米管不僅可以促進成骨細胞的黏附和增殖，并表現出減少細菌初始黏附與定植的能力[13]。

2.3.2 聚合物涂層 Yang 等[26]將超支化聚L-賴氨酸聚合物共價固定在鈦種植體上，該涂層對金黃色葡萄球菌、大腸桿菌具有出色的抗菌活性。該涂層還顯著促進了鼠胚胎成骨細胞前體細胞MC3T3-E1 的黏附、增殖和成骨分化，具有更好的骨整合性。此外，由于聚醚醚酮(polyetheretherketone,PEEK)具有生物惰性，將有抗菌性能的生物活性材料與PEEK 結合在一起能夠有效促進細胞在PEEK 上的黏附和增殖并有效抗菌[27]。將抗菌肽KR-12 固定在聚多巴胺(polydopamine,PDA)修飾之后的聚醚醚酮種植體表面，可以抑制金黃色葡萄球菌生長并促進BMSCs 的黏附，增殖和成骨分化[28]。

2.3.3 金屬離子抗菌物質涂層 Chen 等[29]開發了載有抗菌納米銀的TiO2納米管(Ag@TiO2-NTs)，發現可控釋超低劑量Ag+的Ag@TiO2-NTs具有誘導巨噬細胞向M2 表型極化的能力，因此在有效抑菌的同時可調節骨免疫微環境促進成骨。Zhang 等[30]在種植體表面構建了載有納米銀/ 慶大霉素的絲素蛋白涂層，該涂層可實現對納米銀的pH 響應性釋放，可以通過釋放大量的活性氧自由基來有效抑制細菌黏附并殺死浮游細菌起到抗菌效果，并且具有高效的成骨作用。Huang 等[31]制備了含銅的微/ 納米形生物陶瓷表面(Cu-Hier-Ti)，發現Cu2+直接添加到培養基中或從Cu-Hier-Ti表面釋放可以激活巨噬細胞中的銅轉運信號CTR1(Copper transporter 1)和ATP7A(ATPase Copper Transporting Alpha)使巨噬細胞極化為促炎性M1表型，增強對金黃色葡萄球菌的殺傷能力。巨噬細胞產生的炎性微環境可以增強人成骨肉瘤細胞SaOS-2 細胞的增殖和分化。此外，Zhang 等[32]研究了Mg-2 wt%Zn-0.5 wt%Ca 合金(ZC21)和Mg-4 wt%Zn-1 wt%Sr 合金(ZSr41)的特性，發現ZC21 可促進BMSCs 的黏附，ZC21 比ZSr41 更能顯著降低耐甲氧西林金黃色葡萄球菌(methicillin resistant staphylococcus aureus,MRSA)在其表面的黏附，且ZC21 更能促進成骨和骨愈合,表明ZC21 合金在提供抗菌活性的同時有望用于骨修復。

2.4 對免疫調節的影響 種植體表面抗菌改性通過免疫調節，可以阻止信號轉導通路并刺激機體產生一定的抗菌作用，還可以調節組織中單核巨噬細胞的類型[33]，起到抗菌以及組織修復的雙重作用。在細菌感染的早期階段,細菌及其代謝產物作為病原體相關模式分子(pathogen-associated molecular patterns,PAMPs)被機體巨噬細胞等細胞表面的模式識別受體(pattern recognition receptor,PRR)識別，巨噬細胞被激活并極化為M1 型，即促炎表型，產生大量促炎介質包括TNF-α、IL-1 和NO等促進PAMPs 的清除，但是M1 型巨噬細胞的過度表達可引起炎癥的持續，不利于組織的修復[33]。TiO2納米管可通過降低絲裂原活化蛋白激酶信號分子p38、ERK1/ 2、JNK 磷酸化表達水平，抑制MAPK 和NF-κB 通路來減弱巨噬細胞的炎癥反應，進而促進巨噬細胞向M2 型極化以促進組織修復[34]。

Luu 等[35]在鈦表面構建了納米結構表面，發現巨噬細胞在其表面呈現長梭形，沿凹槽生長，并向M2 型分化。這說明納米結構表面不僅具有抗菌作用，還可以通過改變巨噬細胞形態來影響巨噬細胞極化，從而影響組織的修復。Lee 等[36]在鈦種植體表面構建了TiO2納米管結構，并摻入二價陽離子Ca2+和Sr2+。研究發現，二價陽離子改變了巨噬細胞的形狀，上調M2 巨噬細胞表型的表達。這提示該材料具有通過作用于巨噬細胞對種植體周微環境進行免疫調節的潛力。

3.總結與展望

綜上所述，菌斑生物膜與種植體周圍炎密切相關，抑制種植體表面微生物的黏附和生物膜的形成是防治種植體周圍炎的主要策略。但是表面的抗菌改性往往又會引起表面的其他生物學性能改變，如軟組織結合、骨結合以及免疫功能等。因此，目前大多數的表面抗菌改性以多功能性為主，即在實現有效抑菌或生物膜的同時，達到促進軟硬組織結合或免疫調節功能。

盡管目前抗菌涂層對種植體表面生物學性能影響的研究日益增多，但是仍有一些方面亟需更深入的探索：①口腔是多菌種的復雜環境，而介導種植體周圍炎發生的主要為機會致病菌，目前抗菌改性多以廣譜抗菌為主，提高抗菌涂層對機會致病菌的靶向性有待進一步研究；②由于涂層材料以多功能性為主，其與表面的結合強度、自身降解導致的剝脫等對種植體與軟硬組織結合均會產生影響，需要更長期的觀察與數據；③臨床上種植體周圍炎屬于機會感染，改性表面植入體內后將與周圍組織產生結合，并維持長期穩定，在遠期遭遇感染時，涂層中抗菌成分仍能否具有活性以及能夠按需釋放仍待進一步研究。因此，關于種植體表面的抗菌設計仍需更多的研究與探索，提高種植體表面的抗菌性能，并促進表面的組織結合性能，以期提高種植義齒的遠期臨床效果。