引用本文： 張堯, 徐哲, 索海強, 馮衛. 骨科金屬植入物表面載藥抗菌涂層的研究進展. 中國修復重建外科雜志, 2017, 31(11): 1396-1401. doi: 10.7507/1002-1892.201704046 復制
目前，骨科植入物已廣泛應用于骨折固定及人工關節置換[1]，其在為患者解決病痛的同時，也存在發生感染的風險。由于細菌生物膜的形成，金屬植入物相關感染治療難度較大，是骨科手術嚴重并發癥之一，不僅增加了患者的經濟負擔，也影響了患者生活質量[2]。根據藥敏結果靜脈滴注敏感抗生素是臨床常用治療方法，但全身給藥存在病灶處藥物濃度過低，對肝、腎、耳等其他組織器官有潛在損傷的風險。為此，學者們提出了金屬植入物表面行載藥抗菌涂層，不僅能預防感染，還能避免全身給藥帶來的副作用。
目前金屬植入物表面抗菌涂層種類繁多，傳統分類方式包括抗生素類抗菌涂層、非抗生素類有機抗菌涂層、非抗生素類無機抗菌涂層（如銀離子、銅離子等）以及抗菌黏附涂層等[3]。而根據載藥抗菌涂層藥物的釋放方式，抗菌涂層可以分為藥物被動釋放型和主動釋放型兩種。藥物被動釋放型載藥涂層在植入體內后，無論植入物周圍有無細菌存在都會持續被動地釋放藥物；藥物主動釋放型載藥涂層則在植入物周圍不發生感染時不釋放或少量釋放所搭載的藥物，而當其周圍出現感染時，可將搭載的藥物主動釋放，實現智能抗菌。針對上述兩種藥物釋放方式，現總結近年來骨科金屬植入物表面載藥抗菌涂層的研究進展。
1 藥物被動釋放型載藥抗菌涂層
1.1 藥物釋放非可控型載藥抗菌涂層
目前，可用于金屬內植物表面抗菌涂層的藥物載體主要包括碳納米管、納米羥基磷灰石（hydroxyapatite，HA）、可降解生物材料（如聚乳酸和殼聚糖）等。
碳納米管是常用的藥物載體，也可用于鈦金屬表面的修飾以搭載并釋放載藥，鈦金屬表面經過特殊處理形成二氧化鈦納米管，可使鈦金屬自身作為藥物載體。Hirschfeld 等[4]通過等離子氣相沉積法在鈦金屬表面沉積垂直排列的碳納米管，碳納米管的高度約 700 nm，直徑 10～200 nm，然后將碳納米管作為利福平的載體，通過瓊脂平板抑菌實驗證實了鈦金屬表面沉積碳納米管搭載利福平對表皮葡萄球菌的抑菌能力。
納米 HA 因具有良好的生物相容性和活性、無毒、比表面積大、孔體積大且降解性能好的優點，而成為常見的內植物藥物載體[5-6]。張杭州等[7]采用陽極氧化法在鈦金屬表面形成納米二氧化鈦管，然后在鈦金屬表面沉積 HA，將萬古霉素均勻滴加在 HA/二氧化鈦納米管表面，并通過細菌黏附和繁殖測定實驗證實了在鈦金屬表面的 HA/二氧化鈦納米管滴加萬古霉素具有良好的抗菌能力。
可降解生物材料已廣泛應用于抗菌涂層的研究，其原理是將藥物與生物可降解材料相結合，藥物隨著材料的降解而被釋放到材料周圍。其中，殼聚糖和聚乳酸具有良好的生物相容性和生物可降解性，是構建抗菌涂層的良好藥物載體[8-9]。Wang 等[10]通過乳化法制備可載藥的殼聚糖微球，然后將含有萬古霉素的殼聚糖微球通過浸潤凝固的方式填充在經過特殊處理的鈦金屬微孔里，通過體外抑菌實驗驗證了其對表皮葡萄球菌具有一定抗菌作用。Lv 等[11]在氨基化修飾鈦板上用共價枝接方式枝接含殼聚糖的涂層，使用四環素為模型藥物，結果顯示殼聚糖能有效提升涂層的載藥量及抗菌性能。McManamon 等[12]利用超聲噴涂技術將慶大霉素涂覆到經磨砂處理的鈦金屬表面，然后再利用超聲噴涂技術將聚乳酸噴涂到鈦金屬表面，體外機械性能檢測顯示聚乳酸涂層能夠對內層的慶大霉素起到良好保護作用。Xu 等[13]首先利用陽極氧化法在鈦金屬表面形成直徑約 200 nm 的二氧化鈦納米管，然后將聚乳酸與奧替尼啶混合溶液通過溶劑澆鑄方式填充到二氧化鈦納米管中。實驗證明，在鈦金屬表面形成二氧化鈦納米管后，將聚乳酸與奧替尼啶混合溶液通過溶劑澆鑄方式填充到二氧化鈦納米管中，能夠持續抗菌 7 d 以上，并能夠誘導成骨細胞增殖。Kumeria 等[14]構建的鈦金屬抗菌涂層體系則同時利用了殼聚糖和聚乳酸，他們使用電化學腐蝕技術使鈦金屬表面腐蝕出鈦納米管作為慶大霉素的載體，通過在殼聚糖和聚乳酸混合溶液中浸涂的方式在鈦納米管表面涂覆殼聚糖和聚乳酸，并發現經殼聚糖及聚乳酸表面改性后的載慶大霉素鈦金屬能夠更好地發揮抗菌作用，且能促進成骨細胞的黏附。卵磷脂作為人體內正常存在的物質，具有其他藥物載體無法比擬的生物相容性，也有將卵磷脂作為藥物載體應用于鈦金屬抗菌涂層的相關研究。Jennings 等[15]將萬古霉素和阿米卡星混入卵磷脂形成均勻溶液后涂覆于鈦金屬表面，藥物可穩定釋放 6 d 左右，并通過體外抑菌實驗驗證了其對金黃色葡萄球菌的抗菌能力。
上述鈦金屬表面涂層作為抗菌藥物載體存在的最大問題是，難以在局部穩定緩釋有效劑量的載藥，在藥物釋放初期往往會存在一個突釋階段，一般在很短時間內藥物釋放量都會達到 70% 以上，而突釋過后的藥物釋放量又很難長期保持在最小抑菌濃度以上。為解決上述問題，Braem 等[16]使用具有孔隙結構的鈦金屬作為藥物載體，然后在鈦金屬表面集成了具有控制藥物釋放功能的介孔 SiO2 擴散屏障，該方法雖解決了藥物突釋問題，但藥物釋放時間仍較短（9 d）。Qu 等[17]在金屬外固定支架上涂覆搭載三氯生的硅溶膠膜，并證明三氯生在經過 7 d 的突釋期后，能夠穩定釋放 8 周以上。然而，骨科內植物術后相關感染可能發生在任何時間點，慢性感染甚至可能發生在 24 個月后。由此可見，單純利用表面涂層釋放藥物對于骨科內植物早期相關感染的發生有一定效果，但無法實現對中后期感染的預防。為了進一步延長藥物的釋放時間，學者們試圖采用共價接枝法及層層自組裝技術（layer-by-layer self-assembly，LBL）將抗菌藥物固定在鈦合金表面[11, 18-20]。研究結果顯示，共價鍵固定后藥物釋放可以非常緩慢，60 d 內依然能保持載藥量的 75%～100%[20-21]。但是當材料植入體內時，蛋白質在植入物表面的沉積速率很快，而極其微量的釋放量使得藥物難以穿透沉積的蛋白層而發揮抗菌作用。采用 LBL 加載藥物等先進涂層技術也很難將釋放時間延長至 4 周以上 [11, 22]。因此，上述抗菌涂層的藥物釋放行為具有不可控性，為更好地解決藥物突釋問題及延長藥物釋放時間，藥物釋放可控型載藥涂層得到了廣泛關注。
1.2 藥物釋放可控型載藥抗菌涂層
藥物釋放可控型載藥抗菌涂層是被動釋放型抗菌涂層的一種，其搭載的藥物也不能做到針對感染主動釋放，但能夠通過對抗菌涂層相應參數的調節實現對藥物釋放動力學的調節。
Radin 等[23]將硅酸乙酯、乙醇、去離子水和鹽酸混合物制成水凝膠，然后在其中混入萬古霉素，通過浸泡法在鈦棒表面形成水凝膠-萬古霉素涂層。通過鈦棒在水凝膠中的浸泡時間、抽出速度及浸泡次數等控制萬古霉素的載藥量及釋放速率。Adams 等[24]通過大鼠骨髓炎模型對該體系的抗菌效果進行了驗證，實驗結果顯示，不同參數制備的水凝膠萬古霉素涂層具有可預測的相應的藥物釋放動力學，該體系能夠減少細菌黏附，減輕骨質破壞和骨溶解。
另外，可通過在可降解生物材料中添加相應的酶來控制載藥的釋放速率和持續釋放時間。目前，構建基于酶響應性釋放藥物的載藥涂層通常采用的方法，是將生物可降解材料與可將其降解的酶相結合。聚己內酯（polycaprolactone，PCL）因具有良好的生物降解性、生物相容性和無毒性，而被廣泛用作醫用生物降解材料及藥物控制釋放體系。Dave 等[25]在 PCL 中嵌入脂肪酶，再將慶大霉素搭載其中，通過靜電紡絲技術制備材料涂層。電紡絲 PCL 涂層的降解速率可通過嵌入的脂肪酶濃度進行調節，從而實現對藥物釋放速率的調節。Balmayor 等[26]在 PCL 中混入淀粉制成藥物載體，其降解速率可通過脂肪酶及淀粉酶進行控制，以實現對藥物的可控釋放。
上述被動釋放型載藥抗菌涂層的處理雖有一定抗菌能力，但在藥物持續穩定釋放方面仍不夠理想。另外，以上載藥涂層的藥物釋放都是被動釋放過程，即在沒有感染的情況下載藥涂層搭載的藥物也會被釋放，不僅對正常人體產生不利影響，還會增加耐藥菌產生的可能。
2 藥物主動釋放型載藥抗菌涂層
主動釋放型載藥抗菌涂層能夠在出現感染時才主動釋放藥物，以發揮抗菌作用的抗菌涂層，因此該類型載藥抗菌涂層的發展具有重要意義。目前，主動釋放型載藥抗菌涂層主要包括以下幾種類型。
2.1 溫度控制型
溫度變化作為相對容易控制的因素使溫敏型材料作為藥物載體具有其獨特的優勢。聚 N-異丙基丙烯酰胺（poly N-isopropyl acrylamide，PNIPAAM）由于其大分子鏈同時具有親水性的酰胺基和疏水性的異丙基而具有良好的溫敏性，是常用的溫度敏感性藥物釋放系統的材料。PNIPAAM 水凝膠通常在 32℃ 發生體積相轉變，當溫度高于 32℃ 時，溶脹的凝膠會失水收縮；當溫度在 32℃ 以下時，凝膠則會再度吸水溶脹[27]。Yu 等[28]通過紫外干涉光刻和電子轉移活化再催化劑原子轉移自由基聚合技術，制備了具有毛刷樣納米結構的 PNIPAAM，并成功地將抗菌劑季銨鹽（quaternary ammonium salt，QAS）整合到 PNIPAAM 毛刷樣結構中的無聚合物區域間，并證明表面經過 PNIPAAM-QAS 修飾的材料能夠通過溫度變化釋放 QAS，從而實現其抗菌功能。
近年來，能夠搭載抗菌藥物的可注射溫度響應性藥物載體得到了人們的關注，與其他可生物降解的藥物載體相比，可注射的熱敏性凝膠化聚合物具有易制備、載藥率高等優點[29]。理想的用于藥物遞送的溫敏型凝膠聚合物應當具有良好的液相-凝膠相轉變能力。Peng 等[30]以可生物降解的聚乙二醇單甲醚（methoxypolyethylene glycols，mPEG）和聚乳酸聚乙醇酸共聚物[poly（lactic-co-glycolic acid），PLGA]為原料，通過開環聚合作用合成了溫度響應性 mPEG-PLGA 納米聚合物，該聚合物在低于室溫狀態下為液相，在體溫下狀態則能夠凝膠化，并可生物降解。他們將替考拉寧搭載到該聚合物中，體溫狀態下替考拉寧可隨著凝膠聚合物的降解而持續穩定釋放。他們進一步建立了兔股骨骨髓炎模型，向骨髓炎髓腔注入 5 mL 含 840 mg/mL 替考拉寧的 mPEG-PLGA，于 4 周和 8 周后通過骨組織病理切片判斷治療效果，結果顯示兔股骨骨髓炎程度明顯減輕，骨缺損逐步被修復，證實添加了替考拉寧的溫敏型 mPEG-PLGA 具有良好抗菌性能。
2.2 電信號控制型
電信號控制藥物釋放型載藥抗菌涂層是通過電信號的變化控制，改變抗菌涂層載體的結構，使抗菌藥物達到有效釋放。目前可以用于電信號控制的藥物載體材料主要包括殼聚糖、聚吡咯（polypyrrole，PPy）等。殼聚糖是衍生自幾丁質的氨基多糖，具有親水、可生物降解、pH 響應性和可形成凝膠等特性[31]。這些性質使殼聚糖成為鈦表面載藥的理想載體之一[32]。Shi 等[33]通過陰極電沉積法將萬古霉素包埋在殼聚糖凝膠中，通過改變鈦板陰極或陽極信號變化，使殼聚糖凝膠局部發生 pH 梯度變化，導致殼聚糖凝膠腐蝕，從而實現外部電信號的刺激變化對萬古霉素的可控釋放，且電刺激不會影響藥物的抗菌性能。
PPy 可經過電化學氧化聚合制成導電性薄膜，用于電信號控制的藥物釋放[34]。其原理是活潑金屬和 PPy 的電極電勢不同，當出現電信號刺激形成電流時，金屬失電子被氧化，金屬失去的電子傳遞到摻雜有電負性藥物的 PPy 膜上將 PPy 還原，為了保持 PPy 骨架的電中性，藥物將被釋放出來[35]。Sirivisoot 等[36]將青霉素/鏈霉素以及抗炎性藥物地塞米松混入 PPy 中，并將其電沉積在鈦金屬板表面；循環伏安法檢測藥物釋放結果表明，當掃描電壓以 0.1 V/s 的掃描速率施加 5 個循環時，80% 的藥物能夠被釋放。因此該體系可根據需要釋放藥物以對抗細菌感染，減輕炎性反應，且體外成骨細胞培養結果表明搭載地塞米松的 PPy 能夠促進材料接觸面的骨生長，具有用于鈦金屬植入物表面抗菌涂層處理的可能性。
Schmidt 等[37]首次報道用納米顆粒和小分子載藥組成的 LBL 膜，該膜基于普魯士藍納米顆粒和小分子載藥慶大霉素之間的靜電吸引，運用 LBL 技術在植入物表面形成抗菌涂層；當對其施加的電壓超過 0.5 V 時會導致膜不穩定，引起藥物釋放。LBL 的應用使得載藥量可通過調節沉積層的數量來控制，藥物釋放動力學可通過調節電壓大小實現。但該體系在沒有施加電位的情況下也會從膜中發生藥物的緩慢釋放，可能是由于在若堿性 pH 值下普魯士藍納米顆粒的固有不穩定性有關。
2.3 pH值控制型
當機體發生感染時，感染灶局部的 pH 值往往會降低。造成感染灶局部 pH 值降低的原因，一方面是由于金黃色葡萄球菌、表皮葡萄球菌等細菌在增殖時會產生乳酸等酸性代謝產物[38]；另一方面，炎性反應會造成感染部位超敏 C 反應蛋白、細胞因子等炎性介質的大量浸潤，這些病理狀態可以將感染灶局部的 pH 值降低至 5.5～7.0[39]。通過制備對體內局部 pH 值敏感的抗菌涂層載體，希望可以達到抗菌藥物的局部釋放。
Pavlukhina 等[38]以聚甲基丙烯酸為原料合成了可搭載藥物的超薄水凝膠涂層，并驗證了該水凝膠涂層搭載慶大霉素及具有抗菌作用的陽離子肽 L5 的釋放具有 pH 響應性。該體系也為實現骨科植入物表面藥物主動釋放型載藥抗菌涂層提供了可能。Pichavant 等[40]以 α-ω-官能化的聚環氧乙烷大分子單體為原料，通過開環復聚合共聚作用合成了具有 α-官能化和 ω-官能化的納米微球，慶大霉素可通過 pH 敏感的亞胺鍵與該納米微球連接，并且該納米微球能夠通過不可裂解的酰胺鍵連接在鈦金屬板上。在發生感染的情況下，感染灶局部 pH 值下降導致亞胺鍵斷裂，從而使其連接的慶大霉素釋放。因此這種生物材料能夠在感染發生的情況下實現抗菌藥物的主動釋放。單寧酸（tannic acid，TA）是一種具有抗菌能力的天然分子，能夠在 pH 值 7.5 的條件下通過靜電和氫鍵相互作用與載藥相結合，可通過 LBL 制備 TA-載藥膜，并且在較低 pH 值條件下釋放載藥。這是因為 TA 在酸性條件下會發生電離，從而導致 TA-載藥膜內正負電荷間的不平衡。為了在較低的 pH 值條件下保持電中性，TA-載藥膜釋放出載藥分子[41]。Hizal 等[42]將 TA-載藥膜與 3-D 打印技術相結合，通過調整鈦金屬表面結構 3-D 打印出具有抗細菌黏附作用的鈦金屬板，在鈦板表面通過 LBL 搭載 TA-載藥膜，得到了既能防止細菌黏附生長，又具有 pH 響應性釋放藥物的鈦金屬植入物。
3 總結與展望
被動釋放型載藥抗菌涂層雖有一定抗菌能力，但在藥物持續穩定釋放方面仍不夠理想。另外，在沒有感染的情況下載藥涂層搭載的藥物也會被釋放，不僅會對正常人體產生不利影響，還會增加耐藥菌產生的可能。
感染時能主動發揮抗菌作用的主動釋放型載藥抗菌涂層是研究趨勢，這種智能抗菌涂層的藥物釋放主要基于溫度、電信號、pH 值變化的刺激等。但該類型抗菌涂層材料目前還存在著很多不足，如溫度控制型抗菌涂層材料 PNIPAAM，其相變溫度為 32℃，但人體體溫一般高于 36℃，不會在 32℃ 附近發生變化；電信號刺激需要外加電磁場，對于骨科金屬植入物術后的感染來說，電刺激的時機很難把握；pH 值控制型抗菌涂層材料可能會因為除感染外的其他因素導致的局部 pH 值發生變化，從而干擾抗菌涂層的有效釋放。此外，以上抗菌涂層的研究都處于初步實驗階段，部分抗菌涂層已經過大鼠[24, 43]、兔[30]等動物實驗證實具有一定抗菌能力，但具體抗菌能力都有待臨床驗證。
如何控制這些相關因素，使抗菌涂層材料能夠對體內局部細菌作出迅速響應，使抗菌藥物能夠有效、持續釋放，達到預防骨科金屬內植物相關感染的目的，是抗菌涂層材料的研究方向。
目前，骨科植入物已廣泛應用于骨折固定及人工關節置換[1]，其在為患者解決病痛的同時，也存在發生感染的風險。由于細菌生物膜的形成，金屬植入物相關感染治療難度較大，是骨科手術嚴重并發癥之一，不僅增加了患者的經濟負擔，也影響了患者生活質量[2]。根據藥敏結果靜脈滴注敏感抗生素是臨床常用治療方法，但全身給藥存在病灶處藥物濃度過低，對肝、腎、耳等其他組織器官有潛在損傷的風險。為此，學者們提出了金屬植入物表面行載藥抗菌涂層，不僅能預防感染，還能避免全身給藥帶來的副作用。
目前金屬植入物表面抗菌涂層種類繁多，傳統分類方式包括抗生素類抗菌涂層、非抗生素類有機抗菌涂層、非抗生素類無機抗菌涂層（如銀離子、銅離子等）以及抗菌黏附涂層等[3]。而根據載藥抗菌涂層藥物的釋放方式，抗菌涂層可以分為藥物被動釋放型和主動釋放型兩種。藥物被動釋放型載藥涂層在植入體內后，無論植入物周圍有無細菌存在都會持續被動地釋放藥物；藥物主動釋放型載藥涂層則在植入物周圍不發生感染時不釋放或少量釋放所搭載的藥物，而當其周圍出現感染時，可將搭載的藥物主動釋放，實現智能抗菌。針對上述兩種藥物釋放方式，現總結近年來骨科金屬植入物表面載藥抗菌涂層的研究進展。
1 藥物被動釋放型載藥抗菌涂層
1.1 藥物釋放非可控型載藥抗菌涂層
目前，可用于金屬內植物表面抗菌涂層的藥物載體主要包括碳納米管、納米羥基磷灰石（hydroxyapatite，HA）、可降解生物材料（如聚乳酸和殼聚糖）等。
碳納米管是常用的藥物載體，也可用于鈦金屬表面的修飾以搭載并釋放載藥，鈦金屬表面經過特殊處理形成二氧化鈦納米管，可使鈦金屬自身作為藥物載體。Hirschfeld 等[4]通過等離子氣相沉積法在鈦金屬表面沉積垂直排列的碳納米管，碳納米管的高度約 700 nm，直徑 10～200 nm，然后將碳納米管作為利福平的載體，通過瓊脂平板抑菌實驗證實了鈦金屬表面沉積碳納米管搭載利福平對表皮葡萄球菌的抑菌能力。
納米 HA 因具有良好的生物相容性和活性、無毒、比表面積大、孔體積大且降解性能好的優點，而成為常見的內植物藥物載體[5-6]。張杭州等[7]采用陽極氧化法在鈦金屬表面形成納米二氧化鈦管，然后在鈦金屬表面沉積 HA，將萬古霉素均勻滴加在 HA/二氧化鈦納米管表面，并通過細菌黏附和繁殖測定實驗證實了在鈦金屬表面的 HA/二氧化鈦納米管滴加萬古霉素具有良好的抗菌能力。
可降解生物材料已廣泛應用于抗菌涂層的研究，其原理是將藥物與生物可降解材料相結合，藥物隨著材料的降解而被釋放到材料周圍。其中，殼聚糖和聚乳酸具有良好的生物相容性和生物可降解性，是構建抗菌涂層的良好藥物載體[8-9]。Wang 等[10]通過乳化法制備可載藥的殼聚糖微球，然后將含有萬古霉素的殼聚糖微球通過浸潤凝固的方式填充在經過特殊處理的鈦金屬微孔里，通過體外抑菌實驗驗證了其對表皮葡萄球菌具有一定抗菌作用。Lv 等[11]在氨基化修飾鈦板上用共價枝接方式枝接含殼聚糖的涂層，使用四環素為模型藥物，結果顯示殼聚糖能有效提升涂層的載藥量及抗菌性能。McManamon 等[12]利用超聲噴涂技術將慶大霉素涂覆到經磨砂處理的鈦金屬表面，然后再利用超聲噴涂技術將聚乳酸噴涂到鈦金屬表面，體外機械性能檢測顯示聚乳酸涂層能夠對內層的慶大霉素起到良好保護作用。Xu 等[13]首先利用陽極氧化法在鈦金屬表面形成直徑約 200 nm 的二氧化鈦納米管，然后將聚乳酸與奧替尼啶混合溶液通過溶劑澆鑄方式填充到二氧化鈦納米管中。實驗證明，在鈦金屬表面形成二氧化鈦納米管后，將聚乳酸與奧替尼啶混合溶液通過溶劑澆鑄方式填充到二氧化鈦納米管中，能夠持續抗菌 7 d 以上，并能夠誘導成骨細胞增殖。Kumeria 等[14]構建的鈦金屬抗菌涂層體系則同時利用了殼聚糖和聚乳酸，他們使用電化學腐蝕技術使鈦金屬表面腐蝕出鈦納米管作為慶大霉素的載體，通過在殼聚糖和聚乳酸混合溶液中浸涂的方式在鈦納米管表面涂覆殼聚糖和聚乳酸，并發現經殼聚糖及聚乳酸表面改性后的載慶大霉素鈦金屬能夠更好地發揮抗菌作用，且能促進成骨細胞的黏附。卵磷脂作為人體內正常存在的物質，具有其他藥物載體無法比擬的生物相容性，也有將卵磷脂作為藥物載體應用于鈦金屬抗菌涂層的相關研究。Jennings 等[15]將萬古霉素和阿米卡星混入卵磷脂形成均勻溶液后涂覆于鈦金屬表面，藥物可穩定釋放 6 d 左右，并通過體外抑菌實驗驗證了其對金黃色葡萄球菌的抗菌能力。
上述鈦金屬表面涂層作為抗菌藥物載體存在的最大問題是，難以在局部穩定緩釋有效劑量的載藥，在藥物釋放初期往往會存在一個突釋階段，一般在很短時間內藥物釋放量都會達到 70% 以上，而突釋過后的藥物釋放量又很難長期保持在最小抑菌濃度以上。為解決上述問題，Braem 等[16]使用具有孔隙結構的鈦金屬作為藥物載體，然后在鈦金屬表面集成了具有控制藥物釋放功能的介孔 SiO2 擴散屏障，該方法雖解決了藥物突釋問題，但藥物釋放時間仍較短（9 d）。Qu 等[17]在金屬外固定支架上涂覆搭載三氯生的硅溶膠膜，并證明三氯生在經過 7 d 的突釋期后，能夠穩定釋放 8 周以上。然而，骨科內植物術后相關感染可能發生在任何時間點，慢性感染甚至可能發生在 24 個月后。由此可見，單純利用表面涂層釋放藥物對于骨科內植物早期相關感染的發生有一定效果，但無法實現對中后期感染的預防。為了進一步延長藥物的釋放時間，學者們試圖采用共價接枝法及層層自組裝技術（layer-by-layer self-assembly，LBL）將抗菌藥物固定在鈦合金表面[11, 18-20]。研究結果顯示，共價鍵固定后藥物釋放可以非常緩慢，60 d 內依然能保持載藥量的 75%～100%[20-21]。但是當材料植入體內時，蛋白質在植入物表面的沉積速率很快，而極其微量的釋放量使得藥物難以穿透沉積的蛋白層而發揮抗菌作用。采用 LBL 加載藥物等先進涂層技術也很難將釋放時間延長至 4 周以上 [11, 22]。因此，上述抗菌涂層的藥物釋放行為具有不可控性，為更好地解決藥物突釋問題及延長藥物釋放時間，藥物釋放可控型載藥涂層得到了廣泛關注。
1.2 藥物釋放可控型載藥抗菌涂層
藥物釋放可控型載藥抗菌涂層是被動釋放型抗菌涂層的一種，其搭載的藥物也不能做到針對感染主動釋放，但能夠通過對抗菌涂層相應參數的調節實現對藥物釋放動力學的調節。
Radin 等[23]將硅酸乙酯、乙醇、去離子水和鹽酸混合物制成水凝膠，然后在其中混入萬古霉素，通過浸泡法在鈦棒表面形成水凝膠-萬古霉素涂層。通過鈦棒在水凝膠中的浸泡時間、抽出速度及浸泡次數等控制萬古霉素的載藥量及釋放速率。Adams 等[24]通過大鼠骨髓炎模型對該體系的抗菌效果進行了驗證，實驗結果顯示，不同參數制備的水凝膠萬古霉素涂層具有可預測的相應的藥物釋放動力學，該體系能夠減少細菌黏附，減輕骨質破壞和骨溶解。
另外，可通過在可降解生物材料中添加相應的酶來控制載藥的釋放速率和持續釋放時間。目前，構建基于酶響應性釋放藥物的載藥涂層通常采用的方法，是將生物可降解材料與可將其降解的酶相結合。聚己內酯（polycaprolactone，PCL）因具有良好的生物降解性、生物相容性和無毒性，而被廣泛用作醫用生物降解材料及藥物控制釋放體系。Dave 等[25]在 PCL 中嵌入脂肪酶，再將慶大霉素搭載其中，通過靜電紡絲技術制備材料涂層。電紡絲 PCL 涂層的降解速率可通過嵌入的脂肪酶濃度進行調節，從而實現對藥物釋放速率的調節。Balmayor 等[26]在 PCL 中混入淀粉制成藥物載體，其降解速率可通過脂肪酶及淀粉酶進行控制，以實現對藥物的可控釋放。
上述被動釋放型載藥抗菌涂層的處理雖有一定抗菌能力，但在藥物持續穩定釋放方面仍不夠理想。另外，以上載藥涂層的藥物釋放都是被動釋放過程，即在沒有感染的情況下載藥涂層搭載的藥物也會被釋放，不僅對正常人體產生不利影響，還會增加耐藥菌產生的可能。
2 藥物主動釋放型載藥抗菌涂層
主動釋放型載藥抗菌涂層能夠在出現感染時才主動釋放藥物，以發揮抗菌作用的抗菌涂層，因此該類型載藥抗菌涂層的發展具有重要意義。目前，主動釋放型載藥抗菌涂層主要包括以下幾種類型。
2.1 溫度控制型
溫度變化作為相對容易控制的因素使溫敏型材料作為藥物載體具有其獨特的優勢。聚 N-異丙基丙烯酰胺（poly N-isopropyl acrylamide，PNIPAAM）由于其大分子鏈同時具有親水性的酰胺基和疏水性的異丙基而具有良好的溫敏性，是常用的溫度敏感性藥物釋放系統的材料。PNIPAAM 水凝膠通常在 32℃ 發生體積相轉變，當溫度高于 32℃ 時，溶脹的凝膠會失水收縮；當溫度在 32℃ 以下時，凝膠則會再度吸水溶脹[27]。Yu 等[28]通過紫外干涉光刻和電子轉移活化再催化劑原子轉移自由基聚合技術，制備了具有毛刷樣納米結構的 PNIPAAM，并成功地將抗菌劑季銨鹽（quaternary ammonium salt，QAS）整合到 PNIPAAM 毛刷樣結構中的無聚合物區域間，并證明表面經過 PNIPAAM-QAS 修飾的材料能夠通過溫度變化釋放 QAS，從而實現其抗菌功能。
近年來，能夠搭載抗菌藥物的可注射溫度響應性藥物載體得到了人們的關注，與其他可生物降解的藥物載體相比，可注射的熱敏性凝膠化聚合物具有易制備、載藥率高等優點[29]。理想的用于藥物遞送的溫敏型凝膠聚合物應當具有良好的液相-凝膠相轉變能力。Peng 等[30]以可生物降解的聚乙二醇單甲醚（methoxypolyethylene glycols，mPEG）和聚乳酸聚乙醇酸共聚物[poly（lactic-co-glycolic acid），PLGA]為原料，通過開環聚合作用合成了溫度響應性 mPEG-PLGA 納米聚合物，該聚合物在低于室溫狀態下為液相，在體溫下狀態則能夠凝膠化，并可生物降解。他們將替考拉寧搭載到該聚合物中，體溫狀態下替考拉寧可隨著凝膠聚合物的降解而持續穩定釋放。他們進一步建立了兔股骨骨髓炎模型，向骨髓炎髓腔注入 5 mL 含 840 mg/mL 替考拉寧的 mPEG-PLGA，于 4 周和 8 周后通過骨組織病理切片判斷治療效果，結果顯示兔股骨骨髓炎程度明顯減輕，骨缺損逐步被修復，證實添加了替考拉寧的溫敏型 mPEG-PLGA 具有良好抗菌性能。
2.2 電信號控制型
電信號控制藥物釋放型載藥抗菌涂層是通過電信號的變化控制，改變抗菌涂層載體的結構，使抗菌藥物達到有效釋放。目前可以用于電信號控制的藥物載體材料主要包括殼聚糖、聚吡咯（polypyrrole，PPy）等。殼聚糖是衍生自幾丁質的氨基多糖，具有親水、可生物降解、pH 響應性和可形成凝膠等特性[31]。這些性質使殼聚糖成為鈦表面載藥的理想載體之一[32]。Shi 等[33]通過陰極電沉積法將萬古霉素包埋在殼聚糖凝膠中，通過改變鈦板陰極或陽極信號變化，使殼聚糖凝膠局部發生 pH 梯度變化，導致殼聚糖凝膠腐蝕，從而實現外部電信號的刺激變化對萬古霉素的可控釋放，且電刺激不會影響藥物的抗菌性能。
PPy 可經過電化學氧化聚合制成導電性薄膜，用于電信號控制的藥物釋放[34]。其原理是活潑金屬和 PPy 的電極電勢不同，當出現電信號刺激形成電流時，金屬失電子被氧化，金屬失去的電子傳遞到摻雜有電負性藥物的 PPy 膜上將 PPy 還原，為了保持 PPy 骨架的電中性，藥物將被釋放出來[35]。Sirivisoot 等[36]將青霉素/鏈霉素以及抗炎性藥物地塞米松混入 PPy 中，并將其電沉積在鈦金屬板表面；循環伏安法檢測藥物釋放結果表明，當掃描電壓以 0.1 V/s 的掃描速率施加 5 個循環時，80% 的藥物能夠被釋放。因此該體系可根據需要釋放藥物以對抗細菌感染，減輕炎性反應，且體外成骨細胞培養結果表明搭載地塞米松的 PPy 能夠促進材料接觸面的骨生長，具有用于鈦金屬植入物表面抗菌涂層處理的可能性。
Schmidt 等[37]首次報道用納米顆粒和小分子載藥組成的 LBL 膜，該膜基于普魯士藍納米顆粒和小分子載藥慶大霉素之間的靜電吸引，運用 LBL 技術在植入物表面形成抗菌涂層；當對其施加的電壓超過 0.5 V 時會導致膜不穩定，引起藥物釋放。LBL 的應用使得載藥量可通過調節沉積層的數量來控制，藥物釋放動力學可通過調節電壓大小實現。但該體系在沒有施加電位的情況下也會從膜中發生藥物的緩慢釋放，可能是由于在若堿性 pH 值下普魯士藍納米顆粒的固有不穩定性有關。
2.3 pH值控制型
當機體發生感染時，感染灶局部的 pH 值往往會降低。造成感染灶局部 pH 值降低的原因，一方面是由于金黃色葡萄球菌、表皮葡萄球菌等細菌在增殖時會產生乳酸等酸性代謝產物[38]；另一方面，炎性反應會造成感染部位超敏 C 反應蛋白、細胞因子等炎性介質的大量浸潤，這些病理狀態可以將感染灶局部的 pH 值降低至 5.5～7.0[39]。通過制備對體內局部 pH 值敏感的抗菌涂層載體，希望可以達到抗菌藥物的局部釋放。
Pavlukhina 等[38]以聚甲基丙烯酸為原料合成了可搭載藥物的超薄水凝膠涂層，并驗證了該水凝膠涂層搭載慶大霉素及具有抗菌作用的陽離子肽 L5 的釋放具有 pH 響應性。該體系也為實現骨科植入物表面藥物主動釋放型載藥抗菌涂層提供了可能。Pichavant 等[40]以 α-ω-官能化的聚環氧乙烷大分子單體為原料，通過開環復聚合共聚作用合成了具有 α-官能化和 ω-官能化的納米微球，慶大霉素可通過 pH 敏感的亞胺鍵與該納米微球連接，并且該納米微球能夠通過不可裂解的酰胺鍵連接在鈦金屬板上。在發生感染的情況下，感染灶局部 pH 值下降導致亞胺鍵斷裂，從而使其連接的慶大霉素釋放。因此這種生物材料能夠在感染發生的情況下實現抗菌藥物的主動釋放。單寧酸（tannic acid，TA）是一種具有抗菌能力的天然分子，能夠在 pH 值 7.5 的條件下通過靜電和氫鍵相互作用與載藥相結合，可通過 LBL 制備 TA-載藥膜，并且在較低 pH 值條件下釋放載藥。這是因為 TA 在酸性條件下會發生電離，從而導致 TA-載藥膜內正負電荷間的不平衡。為了在較低的 pH 值條件下保持電中性，TA-載藥膜釋放出載藥分子[41]。Hizal 等[42]將 TA-載藥膜與 3-D 打印技術相結合，通過調整鈦金屬表面結構 3-D 打印出具有抗細菌黏附作用的鈦金屬板，在鈦板表面通過 LBL 搭載 TA-載藥膜，得到了既能防止細菌黏附生長，又具有 pH 響應性釋放藥物的鈦金屬植入物。
3 總結與展望
被動釋放型載藥抗菌涂層雖有一定抗菌能力，但在藥物持續穩定釋放方面仍不夠理想。另外，在沒有感染的情況下載藥涂層搭載的藥物也會被釋放，不僅會對正常人體產生不利影響，還會增加耐藥菌產生的可能。
感染時能主動發揮抗菌作用的主動釋放型載藥抗菌涂層是研究趨勢，這種智能抗菌涂層的藥物釋放主要基于溫度、電信號、pH 值變化的刺激等。但該類型抗菌涂層材料目前還存在著很多不足，如溫度控制型抗菌涂層材料 PNIPAAM，其相變溫度為 32℃，但人體體溫一般高于 36℃，不會在 32℃ 附近發生變化；電信號刺激需要外加電磁場，對于骨科金屬植入物術后的感染來說，電刺激的時機很難把握；pH 值控制型抗菌涂層材料可能會因為除感染外的其他因素導致的局部 pH 值發生變化，從而干擾抗菌涂層的有效釋放。此外，以上抗菌涂層的研究都處于初步實驗階段，部分抗菌涂層已經過大鼠[24, 43]、兔[30]等動物實驗證實具有一定抗菌能力，但具體抗菌能力都有待臨床驗證。
如何控制這些相關因素，使抗菌涂層材料能夠對體內局部細菌作出迅速響應，使抗菌藥物能夠有效、持續釋放，達到預防骨科金屬內植物相關感染的目的，是抗菌涂層材料的研究方向。