引用本文： 楊俊宇, 徐永清, 何曉清. 鎂及鎂合金材料作為骨科內植物研究進展. 中國修復重建外科雜志, 2016, 30(12): 1562-1566. doi: 10.7507/1002-1892.20160321 復制
金屬材料因其力學特性，一直是重要的骨修復及替代材料之一，目前骨科臨床常用的金屬材料有醫用不銹鋼、鈦及其合金、鉻合金等[1]。這類醫用金屬材料均為惰性金屬，作為骨或關節替代物、骨折內固定物，已在臨床長期使用，但仍存在以下缺點：一是力學缺陷，即植入物的彈性模量與骨組織不匹配，植入后會產生“應力遮擋”效應，導致骨愈合速度減慢、自體骨質吸收、骨質疏松[2]；二是生物學缺陷，即植入物長期留存在體內，可能與周圍組織摩擦后產生磨屑，釋放有毒離子，造成植入物周圍炎性反應、過敏反應，影響機體健康，需要二次手術取出內植物[3]。
理想的骨科內植物材料需具有以下特性：①與骨組織的力學特性相匹配，可最大程度減少“應力遮擋”效應；②良好的組織相容性和生物安全性；③作為臨時修復替代物時，能在體內降解吸收，無需二次手術取出；④作為骨填充物時，具有良好的骨組織傳導性和誘導性。鎂及鎂合金是一種化學性質較活潑的金屬；力學特性與骨組織相似；在生物體內易被腐蝕降解，可產生對機體無害的氧化產物，經腎臟及腸道排出，具有良好的組織相容性和生物安全性；并且其降解產物有一定成骨作用[4]，是近年來骨科生物可降解材料的研究熱點。現就鎂及鎂合金材料作為骨科內植物的研究進展作一綜述。
1 鎂及鎂合金的特點
①鎂是一種密度極低的金屬，密度為1.74?g/ cm2，與人骨密度（1.75 g/cm2）接近，鋁和鋼的密度分別是其1.6倍和4.5倍[5]。②鎂的彈性模量為41~45 GPa，較傳統的金屬內植物更接近骨組織[6]（皮質骨彈性模量為9~15 GPa，松質骨為1.5~2.5?GPa，鈦合金為110~117 GPa，不銹鋼為189~205 GPa，鉻合金為230 GPa）。其與骨組織相匹配的力學特性能夠更好地滿足修復材料的要求，并減少了傳統金屬材料帶來的應力遮擋問題。③鎂元素是人體內的微量元素之一，人體內Mg2+含量僅次于K+、Na+、Ca2+，其中一半存在于骨組織中。在細胞內，Mg2+是許多酶的輔基，并有使DNA和RNA的結構穩定、調節神經系統及運動系統活動的功能[6]。細胞外的Mg2+濃度通過腎臟及腸道調節，血清濃度維持在0.7~1.05 mmol/L，當血清Mg2+濃度超過1.05?mmol/L時，會出現肌肉麻痹、低血壓、呼吸抑制；濃度超過6~7 mmol/L時，即出現心跳驟停[7]。腎臟是體內Mg2+的調節中心，腎臟的調節作用可使血清Mg2+的濃度維持在一定范圍。因此，只要控制鎂及鎂合金內植物的腐蝕降解速率，植入鎂及鎂合金材料后不會引起血清Mg2+升高[8]，具有良好的生物安全性。④鎂及鎂合金在體液環境下易被腐蝕，而易被腐蝕性成為了其作為生物可降解材料的基礎[9]。鎂及鎂合金被腐蝕后產生的無毒氧化物可通過腎臟經尿排出體外，并且當其用于骨組織周圍時，其降解產物還具有成骨作用[10]。
2 鎂及鎂合金在骨科中的應用
2.1 內固定物
Lambotte在1907年首次報道了使用鍍金的鎂合金鋼板固定小腿骨折，但最終由于純鎂在體內降解過快（8 d），并且在降解過程中產生大量氣體造成皮下氣腫導致內固定失敗[11]。隨后，Troitskii和Tsitrin在1944年報道了34例使用含有少量鈣的鎂合金鋼板固定各處骨折，其中有9例因感染、內植物放置困難、內植物降解過程中出現皮下氣腫而失敗，但所有患者均未出現血清Mg2+濃度升高[12]。Znamenski在1945年報道了2例使用鎂鋁合金治療槍傷致骨折的病例，骨折均在6周后基本愈合，且內植物完全吸收[13]。這些早期報道中均指出：在使用鎂和鎂合金作為內固定物時，未出現全身毒性反應及局部炎性反應，但純鎂及這些簡單的鎂合金在體內的降解速率不能得到有效控制，內固定物過快降解吸收使其喪失機械完整性，從而導致固定失效；鎂及鎂合金降解過程中產生的氫氣不能被周圍組織吸收，造成皮下氣腫的問題也未能解決。
近年來，隨著冶金技術的提高和電化學工藝的發展，鎂內固定物的純度大大提高，并且多種類型鎂合金的研發，使得降解速率問題也得到解決。Chaya等[14]將純度為99.9%的鎂螺釘及鋼板植入兔尺骨，4周后評價骨折愈合情況，通過Micro-CT發現內固定物開始降解，鎂并未抑制骨折斷端的生長和塑形，并發現鎂材料周圍大量新生骨長入，橋接于骨折斷端間；16周后骨折完全愈合，內植物完全降解；作者將患側尺骨與健側作彎曲試驗對比，結果兩側可承受的彎曲載荷相當，經內固定治療后的患側骨質未出現自體骨質吸收和骨質疏松。Henderson等[15]分別將純鎂螺釘、AZ31鎂合金植入兔下頜骨，與不銹鋼螺釘對比了抗拔釘強度，結果顯示3種材料螺釘的抗拔釘強度相當，均為40 N；在植入12周后通過Micro-CT觀察內植物周圍骨質生長情況，結果顯示純鎂螺釘及AZ31鎂合金螺釘已開始降解，骨重塑良好，螺釘周圍均有骨組織長入。Yu等[16]使用可吸收鎂合金螺釘聯合帶血管蒂的髂骨瓣移植治療19例股骨頸骨折年輕患者，結果18例骨折平均在4.1個月后愈合，未出現股骨頭缺血性壞死；僅有1例發生骨不連，于1年后行人工全髖關節置換術。Windhagen等[17]進行了一項前瞻性隨機對照研究，將26例
2.2 骨填充材料
由于創傷、感染、腫瘤等原因造成的結構性骨缺損、骨不連是骨科臨床上較棘手的問題。自體骨移植治療骨缺損能夠最大限度地發揮骨生長因子的作用，其骨誘導作用及骨生成作用強，成骨效果最好，一直被認為是骨移植的“金標準”；但自體骨骨量有限，取骨手術增加患者創傷及痛苦，延長了手術時間，增加手術并發癥發生風險，且取骨處易并發慢性疼痛、感染等并發癥[19]。同種異體骨移植也常用作骨填充材料，但仍存在感染、排斥反應的弊端；另一方面，同種異體骨因缺乏活細胞，不像自體骨一樣具有骨生成功能，并且不同類型的同種異體骨其骨誘導、骨傳導功能及機械強度受加工工藝的影響較大，使得植入效果不穩定[20]。
人工骨的出現擴大了骨移植材料的選擇范圍，目前臨床常用的骨填充材料主要有金屬填充材料（鈦合金、鈷合金）、硫酸鈣、生物陶瓷材料及復合人工骨材料等。金屬填充材料存在生物力學性能與骨組織不匹配、骨長入不明顯等缺點。硫酸鈣作為骨缺損填充材料的歷史悠久，具有良好的組織相容性，并在一定程度上能夠刺激成骨細胞增殖分化，但其主要問題是在體內降解過快[20]。生物陶瓷如羥基磷灰石類的骨填充材料組織相容性好，鈣磷比與骨組織接近，能在體內降解，但主要缺點是自身脆性較大，與骨組織不匹配[21]。理想的骨填充材料應具有良好的生物相容性及降解性、良好的骨傳導性及骨誘導性，以及與人體骨骼相匹配的生物力學特性[22]。Liu等[23]將多孔鎂合金填充物植入兔股骨髁部，并與植入的羥基磷灰石作對比研究。3個月后，Micro-CT掃描顯示鎂金屬填充物由外向內基本降解，在填充物外可見新生骨形成；而羥基磷灰石植入物并未吸收，僅在其表面有少量新生骨形成。多孔鎂材料填充物在降解過程中僅產生少量氣體，未對周圍組織產生有害作用，表現出促進骨重建和可降解的優點。Zhai等[24]將純鎂浸泡于培養基中，模擬鎂在體內的降解過程，通過此法獲得了其浸提液，并發現該浸提液通過抑制NF-κB的活性，抑制破骨細胞的形成、分化，達到抑制骨質吸收的作用。Zhang等[25]使用纖維沉積熱壓生產技術制備了一種具有3D連通孔隙的鎂合金骨填充物，其楊氏模量和抗壓強度分別為0.10~0.37 GPa和11.1~30.3?MPa，與松質骨的楊氏模量及抗壓強度相當。裴軼豐等[26]采用真空離子鍍技術在多孔鈦合金材料內外表面制備Mg涂層，并將該材料植入家兔股骨外側髁部，與無涂層的多孔鈦合金材料進行比較研究。植入后2、4、8周取材，通過Micro-CT檢查發現使用Mg涂層的多孔鈦合金組新生骨體積百分比遠高于對照組。
3 鎂及鎂合金作為內植物存在的問題
①雖然鎂及鎂合金在作為骨科內固定物材料時具有其獨特優勢，且Mg2+是人體內存在的陽離子，但鎂在體內降解，特別是在pH值為7.4~7.6的體液環境下，初期會快速降解，隨之釋放氫氣，當釋放氫氣速度超過組織吸收速度時，易造成皮下氣腫，導致內固定失敗[27]。楊柯等[28]研究了AZ31鎂合金在體外的生物降解行為，發現AZ31鎂合金在生理鹽水中氫氣釋放速率為0.03 mL/（cm2·h），在Hank液中為0.001 mL/（cm2·h），分析認為Hank液中的PO43-和HPO42-與Mg2+發生反應，其生成物可在一定程度上降低鎂的降解速率。②鎂在降解過程中可能導致植入物周圍Mg2+濃度升高，內環境發生變化，從而產生細胞毒性并增加溶血率[29]。陳旭瓊等[30]對AZ31B鎂合金進行了初步的生物安全性評價，對鎂合金材料生理鹽水浸提液進行分析后發現，浸提液Mg2+濃度為1.33 mmol/L，浸提液pH值為10.10±0.29，有細胞毒性和溶血率，但將此浸提液注入小鼠腹腔內后并未出現急性毒性反應。③鎂及鎂合金內植物在體內降解過快，可能導致內植物的機械形態過早發生變化，從而失效[31]。
4 鎂及鎂合金研究方向
鎂及鎂合金目前存在的最大問題是初期降解過快，并且降解所產生的氫氣對周圍組織的影響尚不明確，而解決降解過快的問題不僅能夠使內植物保留更長時間的機械完整性，還能減慢降解過程中釋放氫氣、Mg2+的速度，從而提高其生物安全性。為提高鎂及鎂合金耐腐蝕性，研究主要包括開發新型合金和各種保護性涂層兩方面。
4.1 新型鎂合金的開發
Wang等[32]研究了高純度鎂及AZ31鎂合金（鎂-鋁合金）在Hank動態液和靜態液中的降解行為，發現鎂在提煉過程中的純化及選擇性合金化是降低降解速率的有效途徑，在穩定環境下，鎂的降解產物會堆積在材料表面，形成一層磷酸鹽類保護膜，從而使鎂降解減緩。此外，在合金中添加一定量稀土元素也能減緩鎂的降解。Willbold等[33]在鎂合金中添加鑭、釹、鈰3種稀土元素，發現不管是在體內和體外，添加稀土元素的鎂合金管降解明顯減慢。但一些稀土元素在人體內的代謝過程仍不明確，其安全性有待進一步驗證。Gu等[34]研究了鎂-鍶二元合金，對比了添加質量分數為1%~4%的鍶后合金的力學強度。結果發現當添加質量分數為2%的鍶時，鎂合金的力學強度最大，腐蝕速率最慢，且具有最低的細胞毒性和更高的誘導ALP活性，因此他們認為質量分數為2%的鎂-鍶合金為最優配比。Li等[35]將鈣質量分數為1%的鎂-鈣合金螺釘植入兔股骨，并與鈦合金螺釘作對照，結果發現90?d內鎂-鈣合金逐步降解，螺釘周圍成骨良好，在不同降解階段檢測血清鎂無明顯差異，提出Mg-1Ca合金具有較好的生物相容性，可作為一種新型生物降解材料。
4.2 保護性涂層的研究
目前研究的保護性涂層主要有金屬涂層、無機涂層、有機涂層三大類。盧俊英[36]采用真空離子鍍技術對鎂進行表面鍍鈦，并從耐腐蝕性方面進行了醫學可行性研究，結果表明涂層有效提高了鎂合金的耐腐蝕性。Tan等[37]將具有硅涂層的AZ31B鎂合金螺釘植入兔體內，并與無涂層的AZ31B鎂合金螺釘及聚乳酸螺釘作對照。研究發現，具有硅涂層的AZ31B鎂合金螺釘降解較無涂層的鎂合金螺釘及聚乳酸螺釘更慢，更適合于臨床應用。Zomorodian等[38]將一種含有聚醚酰亞胺和羥基磷灰石的涂層運用于AZ31鎂合金表面，并將其浸泡在Hank液中；掃描電鏡觀察發現，這種新型涂層材料不僅延緩了AZ31鎂合金的降解速率，而且還提高了成骨細胞的增殖能力。Diez等[39]在WE43鎂合金表面添加了羥基磷灰石/左旋聚乳酸雙層涂層，發現雙層涂層為鎂合金提供了良好保護，增強了其耐腐蝕性，降低了降解速率。
5 展望
鎂及鎂合金具有與骨組織相似的力學特性，在體內可降解吸收，作為骨科內植物材料的潛力巨大。利用其在人體內環境中易發生腐蝕的特性，可實現在人體內逐漸降解吸收的目的，為開發新型生物可降解材料提供了一條新的思路。目前鎂及鎂合金除了強度、可塑性可達到骨科臨床內植物的需求，其生物安全性、組織相容性、降解速率可控性仍需要進行大量研究。因此，開發無毒性、組織相容性良好、降解速度與正常骨組織修復速度相匹配的鎂及鎂合金是將來研究重點。相信隨著研究的深入，鎂及鎂合金材料內植物將體現出更多優勢，在骨科中的運用也會得到進一步發展。
金屬材料因其力學特性，一直是重要的骨修復及替代材料之一，目前骨科臨床常用的金屬材料有醫用不銹鋼、鈦及其合金、鉻合金等[1]。這類醫用金屬材料均為惰性金屬，作為骨或關節替代物、骨折內固定物，已在臨床長期使用，但仍存在以下缺點：一是力學缺陷，即植入物的彈性模量與骨組織不匹配，植入后會產生“應力遮擋”效應，導致骨愈合速度減慢、自體骨質吸收、骨質疏松[2]；二是生物學缺陷，即植入物長期留存在體內，可能與周圍組織摩擦后產生磨屑，釋放有毒離子，造成植入物周圍炎性反應、過敏反應，影響機體健康，需要二次手術取出內植物[3]。
理想的骨科內植物材料需具有以下特性：①與骨組織的力學特性相匹配，可最大程度減少“應力遮擋”效應；②良好的組織相容性和生物安全性；③作為臨時修復替代物時，能在體內降解吸收，無需二次手術取出；④作為骨填充物時，具有良好的骨組織傳導性和誘導性。鎂及鎂合金是一種化學性質較活潑的金屬；力學特性與骨組織相似；在生物體內易被腐蝕降解，可產生對機體無害的氧化產物，經腎臟及腸道排出，具有良好的組織相容性和生物安全性；并且其降解產物有一定成骨作用[4]，是近年來骨科生物可降解材料的研究熱點。現就鎂及鎂合金材料作為骨科內植物的研究進展作一綜述。
1 鎂及鎂合金的特點
①鎂是一種密度極低的金屬，密度為1.74?g/ cm2，與人骨密度（1.75 g/cm2）接近，鋁和鋼的密度分別是其1.6倍和4.5倍[5]。②鎂的彈性模量為41~45 GPa，較傳統的金屬內植物更接近骨組織[6]（皮質骨彈性模量為9~15 GPa，松質骨為1.5~2.5?GPa，鈦合金為110~117 GPa，不銹鋼為189~205 GPa，鉻合金為230 GPa）。其與骨組織相匹配的力學特性能夠更好地滿足修復材料的要求，并減少了傳統金屬材料帶來的應力遮擋問題。③鎂元素是人體內的微量元素之一，人體內Mg2+含量僅次于K+、Na+、Ca2+，其中一半存在于骨組織中。在細胞內，Mg2+是許多酶的輔基，并有使DNA和RNA的結構穩定、調節神經系統及運動系統活動的功能[6]。細胞外的Mg2+濃度通過腎臟及腸道調節，血清濃度維持在0.7~1.05 mmol/L，當血清Mg2+濃度超過1.05?mmol/L時，會出現肌肉麻痹、低血壓、呼吸抑制；濃度超過6~7 mmol/L時，即出現心跳驟停[7]。腎臟是體內Mg2+的調節中心，腎臟的調節作用可使血清Mg2+的濃度維持在一定范圍。因此，只要控制鎂及鎂合金內植物的腐蝕降解速率，植入鎂及鎂合金材料后不會引起血清Mg2+升高[8]，具有良好的生物安全性。④鎂及鎂合金在體液環境下易被腐蝕，而易被腐蝕性成為了其作為生物可降解材料的基礎[9]。鎂及鎂合金被腐蝕后產生的無毒氧化物可通過腎臟經尿排出體外，并且當其用于骨組織周圍時，其降解產物還具有成骨作用[10]。
2 鎂及鎂合金在骨科中的應用
2.1 內固定物
Lambotte在1907年首次報道了使用鍍金的鎂合金鋼板固定小腿骨折，但最終由于純鎂在體內降解過快（8 d），并且在降解過程中產生大量氣體造成皮下氣腫導致內固定失敗[11]。隨后，Troitskii和Tsitrin在1944年報道了34例使用含有少量鈣的鎂合金鋼板固定各處骨折，其中有9例因感染、內植物放置困難、內植物降解過程中出現皮下氣腫而失敗，但所有患者均未出現血清Mg2+濃度升高[12]。Znamenski在1945年報道了2例使用鎂鋁合金治療槍傷致骨折的病例，骨折均在6周后基本愈合，且內植物完全吸收[13]。這些早期報道中均指出：在使用鎂和鎂合金作為內固定物時，未出現全身毒性反應及局部炎性反應，但純鎂及這些簡單的鎂合金在體內的降解速率不能得到有效控制，內固定物過快降解吸收使其喪失機械完整性，從而導致固定失效；鎂及鎂合金降解過程中產生的氫氣不能被周圍組織吸收，造成皮下氣腫的問題也未能解決。
近年來，隨著冶金技術的提高和電化學工藝的發展，鎂內固定物的純度大大提高，并且多種類型鎂合金的研發，使得降解速率問題也得到解決。Chaya等[14]將純度為99.9%的鎂螺釘及鋼板植入兔尺骨，4周后評價骨折愈合情況，通過Micro-CT發現內固定物開始降解，鎂并未抑制骨折斷端的生長和塑形，并發現鎂材料周圍大量新生骨長入，橋接于骨折斷端間；16周后骨折完全愈合，內植物完全降解；作者將患側尺骨與健側作彎曲試驗對比，結果兩側可承受的彎曲載荷相當，經內固定治療后的患側骨質未出現自體骨質吸收和骨質疏松。Henderson等[15]分別將純鎂螺釘、AZ31鎂合金植入兔下頜骨，與不銹鋼螺釘對比了抗拔釘強度，結果顯示3種材料螺釘的抗拔釘強度相當，均為40 N；在植入12周后通過Micro-CT觀察內植物周圍骨質生長情況，結果顯示純鎂螺釘及AZ31鎂合金螺釘已開始降解，骨重塑良好，螺釘周圍均有骨組織長入。Yu等[16]使用可吸收鎂合金螺釘聯合帶血管蒂的髂骨瓣移植治療19例股骨頸骨折年輕患者，結果18例骨折平均在4.1個月后愈合，未出現股骨頭缺血性壞死；僅有1例發生骨不連，于1年后行人工全髖關節置換術。Windhagen等[17]進行了一項前瞻性隨機對照研究，將26例
2.2 骨填充材料
由于創傷、感染、腫瘤等原因造成的結構性骨缺損、骨不連是骨科臨床上較棘手的問題。自體骨移植治療骨缺損能夠最大限度地發揮骨生長因子的作用，其骨誘導作用及骨生成作用強，成骨效果最好，一直被認為是骨移植的“金標準”；但自體骨骨量有限，取骨手術增加患者創傷及痛苦，延長了手術時間，增加手術并發癥發生風險，且取骨處易并發慢性疼痛、感染等并發癥[19]。同種異體骨移植也常用作骨填充材料，但仍存在感染、排斥反應的弊端；另一方面，同種異體骨因缺乏活細胞，不像自體骨一樣具有骨生成功能，并且不同類型的同種異體骨其骨誘導、骨傳導功能及機械強度受加工工藝的影響較大，使得植入效果不穩定[20]。
人工骨的出現擴大了骨移植材料的選擇范圍，目前臨床常用的骨填充材料主要有金屬填充材料（鈦合金、鈷合金）、硫酸鈣、生物陶瓷材料及復合人工骨材料等。金屬填充材料存在生物力學性能與骨組織不匹配、骨長入不明顯等缺點。硫酸鈣作為骨缺損填充材料的歷史悠久，具有良好的組織相容性，并在一定程度上能夠刺激成骨細胞增殖分化，但其主要問題是在體內降解過快[20]。生物陶瓷如羥基磷灰石類的骨填充材料組織相容性好，鈣磷比與骨組織接近，能在體內降解，但主要缺點是自身脆性較大，與骨組織不匹配[21]。理想的骨填充材料應具有良好的生物相容性及降解性、良好的骨傳導性及骨誘導性，以及與人體骨骼相匹配的生物力學特性[22]。Liu等[23]將多孔鎂合金填充物植入兔股骨髁部，并與植入的羥基磷灰石作對比研究。3個月后，Micro-CT掃描顯示鎂金屬填充物由外向內基本降解，在填充物外可見新生骨形成；而羥基磷灰石植入物并未吸收，僅在其表面有少量新生骨形成。多孔鎂材料填充物在降解過程中僅產生少量氣體，未對周圍組織產生有害作用，表現出促進骨重建和可降解的優點。Zhai等[24]將純鎂浸泡于培養基中，模擬鎂在體內的降解過程，通過此法獲得了其浸提液，并發現該浸提液通過抑制NF-κB的活性，抑制破骨細胞的形成、分化，達到抑制骨質吸收的作用。Zhang等[25]使用纖維沉積熱壓生產技術制備了一種具有3D連通孔隙的鎂合金骨填充物，其楊氏模量和抗壓強度分別為0.10~0.37 GPa和11.1~30.3?MPa，與松質骨的楊氏模量及抗壓強度相當。裴軼豐等[26]采用真空離子鍍技術在多孔鈦合金材料內外表面制備Mg涂層，并將該材料植入家兔股骨外側髁部，與無涂層的多孔鈦合金材料進行比較研究。植入后2、4、8周取材，通過Micro-CT檢查發現使用Mg涂層的多孔鈦合金組新生骨體積百分比遠高于對照組。
3 鎂及鎂合金作為內植物存在的問題
①雖然鎂及鎂合金在作為骨科內固定物材料時具有其獨特優勢，且Mg2+是人體內存在的陽離子，但鎂在體內降解，特別是在pH值為7.4~7.6的體液環境下，初期會快速降解，隨之釋放氫氣，當釋放氫氣速度超過組織吸收速度時，易造成皮下氣腫，導致內固定失敗[27]。楊柯等[28]研究了AZ31鎂合金在體外的生物降解行為，發現AZ31鎂合金在生理鹽水中氫氣釋放速率為0.03 mL/（cm2·h），在Hank液中為0.001 mL/（cm2·h），分析認為Hank液中的PO43-和HPO42-與Mg2+發生反應，其生成物可在一定程度上降低鎂的降解速率。②鎂在降解過程中可能導致植入物周圍Mg2+濃度升高，內環境發生變化，從而產生細胞毒性并增加溶血率[29]。陳旭瓊等[30]對AZ31B鎂合金進行了初步的生物安全性評價，對鎂合金材料生理鹽水浸提液進行分析后發現，浸提液Mg2+濃度為1.33 mmol/L，浸提液pH值為10.10±0.29，有細胞毒性和溶血率，但將此浸提液注入小鼠腹腔內后并未出現急性毒性反應。③鎂及鎂合金內植物在體內降解過快，可能導致內植物的機械形態過早發生變化，從而失效[31]。
4 鎂及鎂合金研究方向
鎂及鎂合金目前存在的最大問題是初期降解過快，并且降解所產生的氫氣對周圍組織的影響尚不明確，而解決降解過快的問題不僅能夠使內植物保留更長時間的機械完整性，還能減慢降解過程中釋放氫氣、Mg2+的速度，從而提高其生物安全性。為提高鎂及鎂合金耐腐蝕性，研究主要包括開發新型合金和各種保護性涂層兩方面。
4.1 新型鎂合金的開發
Wang等[32]研究了高純度鎂及AZ31鎂合金（鎂-鋁合金）在Hank動態液和靜態液中的降解行為，發現鎂在提煉過程中的純化及選擇性合金化是降低降解速率的有效途徑，在穩定環境下，鎂的降解產物會堆積在材料表面，形成一層磷酸鹽類保護膜，從而使鎂降解減緩。此外，在合金中添加一定量稀土元素也能減緩鎂的降解。Willbold等[33]在鎂合金中添加鑭、釹、鈰3種稀土元素，發現不管是在體內和體外，添加稀土元素的鎂合金管降解明顯減慢。但一些稀土元素在人體內的代謝過程仍不明確，其安全性有待進一步驗證。Gu等[34]研究了鎂-鍶二元合金，對比了添加質量分數為1%~4%的鍶后合金的力學強度。結果發現當添加質量分數為2%的鍶時，鎂合金的力學強度最大，腐蝕速率最慢，且具有最低的細胞毒性和更高的誘導ALP活性，因此他們認為質量分數為2%的鎂-鍶合金為最優配比。Li等[35]將鈣質量分數為1%的鎂-鈣合金螺釘植入兔股骨，并與鈦合金螺釘作對照，結果發現90?d內鎂-鈣合金逐步降解，螺釘周圍成骨良好，在不同降解階段檢測血清鎂無明顯差異，提出Mg-1Ca合金具有較好的生物相容性，可作為一種新型生物降解材料。
4.2 保護性涂層的研究
目前研究的保護性涂層主要有金屬涂層、無機涂層、有機涂層三大類。盧俊英[36]采用真空離子鍍技術對鎂進行表面鍍鈦，并從耐腐蝕性方面進行了醫學可行性研究，結果表明涂層有效提高了鎂合金的耐腐蝕性。Tan等[37]將具有硅涂層的AZ31B鎂合金螺釘植入兔體內，并與無涂層的AZ31B鎂合金螺釘及聚乳酸螺釘作對照。研究發現，具有硅涂層的AZ31B鎂合金螺釘降解較無涂層的鎂合金螺釘及聚乳酸螺釘更慢，更適合于臨床應用。Zomorodian等[38]將一種含有聚醚酰亞胺和羥基磷灰石的涂層運用于AZ31鎂合金表面，并將其浸泡在Hank液中；掃描電鏡觀察發現，這種新型涂層材料不僅延緩了AZ31鎂合金的降解速率，而且還提高了成骨細胞的增殖能力。Diez等[39]在WE43鎂合金表面添加了羥基磷灰石/左旋聚乳酸雙層涂層，發現雙層涂層為鎂合金提供了良好保護，增強了其耐腐蝕性，降低了降解速率。
5 展望
鎂及鎂合金具有與骨組織相似的力學特性，在體內可降解吸收，作為骨科內植物材料的潛力巨大。利用其在人體內環境中易發生腐蝕的特性，可實現在人體內逐漸降解吸收的目的，為開發新型生物可降解材料提供了一條新的思路。目前鎂及鎂合金除了強度、可塑性可達到骨科臨床內植物的需求，其生物安全性、組織相容性、降解速率可控性仍需要進行大量研究。因此，開發無毒性、組織相容性良好、降解速度與正常骨組織修復速度相匹配的鎂及鎂合金是將來研究重點。相信隨著研究的深入，鎂及鎂合金材料內植物將體現出更多優勢，在骨科中的運用也會得到進一步發展。