引用本文： 劉鵬, 樊博, 鄒磊, 呂利軍, 高秋明. 鈦基植入物抗菌/促成骨雙功能表面改性策略研究進展. 中國修復重建外科雜志, 2023, 37(10): 1300-1313. doi: 10.7507/1002-1892.202306025 復制
鈦基植入物是骨科應用最廣泛的內植物類型，例如鈦合金髓內釘、鈦合金關節和人工椎體等，具有高強度、耐腐蝕性好、力學性能與骨組織相近等優勢[1-3]。但鈦基植入物應用時仍存在兩方面問題：第一，其表面具有生物惰性，植入體內后與周圍骨組織整合較差，甚至發生無菌性松動。第二，植入體內后存在感染風險，是目前骨科手術后最嚴重并發癥之一。主要發生機制是細菌黏附于鈦基植入物表面后會形成生物膜并繁殖，阻礙成骨細胞黏附，最終導致植入物周圍組織感染；而生物膜難清除，對抗生素有極強耐藥性，增加了治療難度[4-5]。
為克服上述兩大難題，近年來諸多學者嘗試對鈦基植入物進行表面改性。例如，在鈦基植入物表面制備羥基磷灰石等促成骨活性涂層，以達到增強骨整合目的；或采用二氧化鈦（TiO2）納米管負載抗菌藥物的表面改性方式，以達到避免感染的目的。然而，上述單一功能改性處理無法同時滿足抗菌、促進成骨等多種臨床要求。因此，鈦基植入物表面抗菌/促成骨雙功能改性受到越來越多關注，主要通過表面改性方式將抗菌物質與促成骨活性物質聯合固定在鈦表面，達到避免感染和促進骨整合的雙重目的。現回顧相關文獻，總結目前鈦基植入物抗菌/促成骨雙功能表面改性策略，以供后續研究參考。
1 鈦基植入物抗菌/促成骨雙功能表面改性要素及構建工藝
1.1 抗菌物質及促成骨活性物質需具備要素
目前，鈦基植入物抗菌/促成骨雙功能表面改性中常用抗菌物質包括抗生素（萬古霉素、慶大霉素）、抗菌肽、無機抗菌劑（金屬納米顆粒及離子、氮化硅、石墨烯等）、有機抗菌劑（季銨化合物、聚乙二醇、N-鹵胺）等。理想的抗菌物質應具備以下兩個特點：① 對細菌有良好的抗黏附和清除性能。研究表明，植入物表面的多細胞生物膜可以保護細菌免受宿主免疫系統侵害[6]，且由于細菌黏附是生物膜形成的第一步，故復合涂層中抗菌物質的良好抗黏附性能可以有效避免細菌生物膜建立[7]。② 釋放安全性。抗菌物質的選擇應充分考慮安全性，即無局部不良反應、無細胞毒性、不干擾骨結合。部分抗菌物質在釋放過程中可能對周圍組織產生影響，例如銀離子及其納米顆粒等抗菌物質雖然具有廣譜抗菌性能、極少產生耐藥菌株等優點，但過量釋放對細胞具有毒性。
促成骨活性物質需具備要素：① 與抗菌物質廣泛相容；② 良好生物相容性、無細胞毒性、促進骨誘導及骨整合；③ 可生物降解或可吸收，植入人體后不需再次手術取出；④ 具有抗生素遞送和緩釋功能。
1.2 抗菌/促成骨活性物質復合涂層構建工藝
良好的復合涂層構建工藝應具備穩定性和靈活性。穩定性主要包括復合涂層與鈦基底結合緊密、涂層中抗菌物質與促成骨活性物質良好相容、涂層厚度均勻一致。靈活性即通過控制工藝參數能調整涂層中抗菌物質的含量以及植入體內后抗菌物質的釋放速率。目前，構建復合涂層常用工藝包括逐層自組裝技術、陽極氧化、微弧氧化、電泳沉積法等。① 逐層自組裝技術是一種通過自發交替逐層沉積在固體載體上形成超薄膜（聚電解質多層膜）的方法，可以通過添加不同物質或調整自組裝材料的物理和化學性質，實現針對性緩釋給藥[8]。② 陽極氧化是一種電化學工藝，通過改變陽極氧化過程中的電壓等參數，可以在鈦基植入物上制備均勻可控的TiO2納米管。研究表明，TiO2納米管不僅具有良好生物相容性和抗菌能力，還可用作抗菌劑載體[9]。③ 微弧氧化可通過改變電解質組成，將銀、銅、鋅等元素摻入涂層中，從而增強涂層抗菌能力與成骨能力。④ 電泳沉積法是一種通過直流電場將懸浮液中的粒子沉積在基材表面的技術，因可以在鈦表面獲得負載抗生素的復合涂層受到關注。與激光熔覆、等離子噴涂等技術相比，該方法主要優勢在于可以在室溫下多組分單步沉積復合涂層，可通過調整不同沉積參數（如施加的電壓、時間、電極距離）或懸浮特性（濃度、PH值）來控制沉積在鈦基材上的抗菌劑劑量，制備具有所需形態和涂層厚度受控的均勻涂層[10-11]。另外，堿熱處理、溶膠-凝膠、電化學沉積、激光熔覆等技術也可用于構建鈦基植入物表面的抗菌/促成骨復合涂層。
2 抗生素/促成骨活性物質復合涂層
抗生素與促成骨活性物質的復合涂層是目前鈦基植入物表面最常見的抗菌/促成骨雙功能改性策略。該復合涂層可采用逐層自組裝技術、電泳沉積法、化學涂覆法、靜電紡絲等工藝構建，通過物理吸附、共價接枝、TiO2納米管等方式負載抗生素，尤其是TiO2納米管負載抗生素，其優勢在于涂層中抗生素的釋放量與時間可通過控制納米管直徑和結構等參數來調節[12]；涂層負載的促成骨活性物質包括羥基磷灰石、絲素蛋白、多巴胺、殼聚糖。
2.1 抗生素涂層優勢及種類
對于人工關節置換術等采用鈦基植入物的手術，圍術期通常全身應用抗生素（口服、肌肉注射、靜脈注射）以減少內植物相關感染的發生[13]。然而，由于假體周圍組織區域缺乏正常血供，全身遞送方式難以使抗生素在該區域擴散。此外，長期過度使用抗生素可能導致耐藥菌產生及血液、肝臟、腎臟等循環系統損傷。研究表明，相較于全身抗生素遞送方式，鈦基植入物表面的抗生素/促成骨活性物質復合涂層中的抗生素可以直接在假體周圍釋放，提高藥物生物利用率，使內植物表面細菌濃度最小化，有效抑制生物膜形成，同時降低全身毒性[14]。
局部應用的抗生素應選擇致敏性低、無局部不良反應、無細胞毒性、不干擾骨結合的廣譜抗生素，在此基礎上可根據疾病種類個體化選擇。目前在鈦基植入物表面的抗生素/促成骨活性物質復合涂層中多選擇萬古霉素[15]、慶大霉素、頭孢類抗生素等。萬古霉素是一種糖肽類抗生素，肽聚糖可干擾細菌細胞壁合成，與其他抗生素無交叉耐藥性，耐藥菌株極少，最適用于治療和預防骨髓炎和深部感染[16]。兔脛骨骨髓炎模型研究表明，鈦合金表面的萬古霉素涂層可有效抑制耐甲氧西林金黃色葡萄球菌導致的骨感染[17]。慶大霉素是一種廣譜氨基糖苷類抗生素，可與不同抗生素聯合使用，主要治療由革蘭陽性菌（如金黃色葡萄球菌和鏈球菌）引起的感染，目前已廣泛用于鈦基植入物的表面改性[18-19]。
2.2 促成骨活性物質種類
近年來，鈦基植入物表面的抗菌/促成骨活性物質復合涂層相關研究中，研究較多的促成骨活性物質主要包括三類[20-21]。① 殼聚糖、透明質酸、絲素蛋白、明膠、聚乙二醇等天然或合成高分子材料。它們常用于構建藥物載藥涂層，不僅具有一定生物相容性，還可構建多孔結構以負載抗菌藥物。② 生物陶瓷材料，主要包括生物活性玻璃、羥基磷灰石、可吸收磷酸鈣等。③ 石墨烯及其衍生物的碳納米材料，近年來因其良好的機械性能、抗菌性能和生物性能，被用作鈦基植入物表面涂層并構建藥物緩釋系統。
2.3 抗生素/促成骨活性物質復合涂層種類
2.3.1 萬古霉素/絲素蛋白
絲素蛋白是一種天然大分子材料，具有良好生物相容性和降解性，能促進骨骼和軟骨再生，目前常通過3D生物打印、靜電紡絲等技術制備絲素蛋白基支架[22-23]。Fathi等[12]采用靜電紡絲技術制備絲素蛋白纖維，然后將其和萬古霉素聯合摻入鈦基植入物表面的TiO2納米管中，結果顯示該復合涂層可以有效減少金黃色葡萄球菌的黏附，促進人骨肉瘤細胞（MG-63）的黏附、增殖。該研究還發現，TiO2納米管和絲素蛋白纖維的直徑、孔隙率等參數會影響抗生素的釋放量與釋放時間。有研究將絲素蛋白纖維和萬古霉素聯合固定在鈦材料表面的TiO2納米管中，結果表明該復合涂層能促進MG-63細胞的黏附和增殖，絲素纖維的使用使萬古霉素突釋率從裸鈦的88%降為20%，并且萬古霉素釋放時間顯著延長[24]。
由此可見，萬古霉素/絲素蛋白復合涂層賦予了鈦基植入物抗菌和促成骨性能，絲素蛋白纖維不僅提高了鈦基植入物的生物相容性，還降低了涂層中抗生素的突釋率，延長釋放時間。另外絲素蛋白纖維內部結構、TiO2納米管直徑等參數也會影響復合涂層中抗生素的釋放曲線。
2.3.2 萬古霉素等抗生素/多巴胺
目前，多巴胺已廣泛用于鈦表面修飾，研究表明多巴胺涂層可提高鈦基植入物表面的骨誘導能力[25]。多巴胺是一種接枝分子，通過多巴胺將抗生素接枝在鈦表面后，抗生素可持續釋放且在數天內維持局部高抗菌濃度[26-27]。近年來，有學者在鈦基植入物表面設計了聚多巴胺與抗生素復合涂層，并探究該涂層抗菌與促成骨作用。 He等[26]通過調整多巴胺聚合時間和表面粗糙度，在鈦基植入物表面構建了頭孢噻肟鈉/多巴胺復合涂層，發現該涂層具有良好抗菌和生物相容性。Zhang等[27]采用化學涂覆法在鈦基植入物表面制備了米諾環素/聚多巴胺復合涂層，結果表明該涂層能促進人BMSCs黏附、增殖和礦化，降低變異鏈球菌的附著率。
另外，多巴胺分子中含有多種官能團，可物理或化學鍵合其他具有高生物相容性的化合物，例如多巴胺功能化的透明質酸（sulphated hyaluronic acid-dopamine，sHA-DA）。Guarise等[28]在鈦基植入物表面制備了萬古霉素/sHA-DA復合涂層，研究表明該復合涂層能在體內有效對抗耐甲氧西林金黃色葡萄球菌導致的急性局部細菌感染，同時促進鈦基植入物表面骨生長。He等[29]通過交替沉積技術將多巴胺和透明質酸固定在載萬古霉素的鈦納米管表面，顯示該涂層具有更高的載藥量和更穩定的萬古霉素釋放曲線，體外抗菌實驗顯示該涂層能抑制金黃色葡萄球菌生長，大鼠骨感染種植體模型實驗顯示鈦基植入物周圍無骨髓炎及骨膜反應，且骨整合性能更好。因此，在抗生素/多巴胺復合涂層中，多巴胺不僅能作為活性物質單獨應用，還可利用其自身官能團的優勢聯合透明質酸等高生物相容性化合物，在構建鈦基植入物表面抗菌/促成骨復合涂層中具有極大應用潛力。
2.3.3 萬古霉素等抗生素/殼聚糖
殼聚糖是一種生物聚合物，具有良好生物相容性、可降解性、無毒性和抗菌性能，已被廣泛用作抗生素載體[30]。雖然載有抗生素的殼聚糖涂層已被證明具有強抗感染能力，但單純殼聚糖/抗生素復合涂層中抗生素的初始釋放率依然過高[31-34]。
因此，有學者開始嘗試在單純殼聚糖/抗生素復合涂層中摻入生物活性玻璃[35-36]、明膠[37]、二氧化硅[38]、羥基磷灰石[39]等物質，探究能否進一步控制抗生素釋放速率、周期以及提高生物相容性。Ordikhani等[35]采用電泳沉積法在殼聚糖/萬古霉素復合涂層中添加生物活性玻璃，該涂層表現出更好的細胞親和性，藥物初始突釋率約40%，隨后超過4周連續洗脫，證明了其長期藥物遞送潛力，并且對金黃色葡萄球菌抗菌率達100%。Patel等[36]在氨芐青霉素/殼聚糖復合涂層中添加生物活性玻璃后，氨芐青霉素釋放長達10～11周，且該涂層能促進MC3T3-E1細胞的黏附、增殖和成骨分化。他們的另一項研究在氨芐青霉素/殼聚糖復合涂層中添加明膠，觀察發現該涂層不僅能促進成骨細胞黏附和增殖，還能通過調整電泳沉積工藝參數和涂層中明膠含量，控制氨芐青霉素釋放速率，改善藥物釋放曲線[37]。Yang等[39]在萬古霉素/殼聚糖復合涂層中添加羥基磷灰石后，抗生素突釋率由80%降為55%，且釋放更持久穩定，體外細胞實驗和動物實驗均表明該涂層能促進成骨樣細胞增殖、分化和礦化，有效預防和治療骨髓炎。Tang等[40]在慶大霉素/殼聚糖復合涂層中添加中草藥柚皮苷和明膠后，對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌抗菌率分別達72.16%和65.9%，并且能促進成骨細胞黏附、增殖和分化。
綜上，在單純抗生素/殼聚糖復合涂層中額外添加生物活性玻璃、羥基磷灰石、明膠、殼聚糖等活性物質，不僅能顯著提升鈦基植入物生物相容性，還能降低抗生素初始突釋率、延長抗菌時間。
2.3.4 萬古霉素/其他促成骨活性物質
大量體內外實驗表明，慶大霉素/羥基磷灰石或萬古霉素/羥基磷灰石復合涂層可以達到良好抗菌和促成骨目的，且采用TiO2納米管負載藥物的方式展現出更長的抗生素釋放時間[41-43]。另外，氧化石墨烯/明膠/裝有萬古霉素的TiO2納米管復合涂層[44]、膠原蛋白/羥基磷灰石/萬古霉素復合涂層[45]、瓊脂糖水凝膠/慶大霉素復合涂層[46]等均展現出了良好的生物性能與藥物緩釋能力。
3 抗菌肽/促成骨活性物質復合涂層
相較抗生素，抗菌肽具有廣泛抗菌譜，細菌不易對其產生耐藥性，可以通過靈活設計氨基酸序列，獲得具有抗炎、抗氧化等生物學功能更豐富的抗菌肽[47]。抗菌肽能有效避免細菌耐藥的主要機制是其破壞細胞膜非常快，不會進入細菌內部，因此可以在不激活適應性免疫情況下達到抗菌效果。近年來，有學者采用將抗菌肽與羥基磷灰石、磷酸鈣、絲素蛋白、BMP-2等促成骨活性物質復合構建涂層。Abbasizadeh等[48]采用靜電紡絲技術在鈦表面構建抗菌肽（HHC-36）/絲素蛋白/羥基磷灰石復合涂層，結果表明該涂層能有效誘導成骨細胞分化，同時保持抗菌活性長達21 d。Liu等[49]在鈦表面構建HBD-3（一類廣譜抗菌多肽）/BMP-2/羥基磷灰石納米顆粒復合涂層后，與大腸桿菌、金黃色葡萄球菌共孵育7 d，結果顯示鈦基植入物不僅表面無活細菌，還能促人BMSCs黏附、增殖和成骨分化。
除上述策略外，還有學者嘗試將雙肽（抗菌肽及具有促成骨活性的肽）聯合固定在鈦表面。Tang等[50]采用陽極氧化工藝通過聚多巴胺將抗菌肽（GL13K）與骨形成肽1聯合涂層于經雙酸蝕刻的鈦表面，抗菌性能測試顯示該涂層對大腸桿菌、金黃色葡萄球菌的抗菌率分別達到60.24%和68.46%。Wang等[51]采用同樣工藝將抗菌肽（HHC36肽）和促成骨肽（RGD肽）加入多孔鈦合金表面的鈦酸鍶納米管中，抗菌性能測試顯示該涂層對大腸桿菌、金黃色葡萄球菌的抗菌率均超過95%，成骨性能測試顯示該涂層能夠促進MC3T3-E1細胞黏附、增殖和成骨分化。
4 無機抗菌劑/促成骨活性物質復合涂層
4.1 無機金屬元素/促成骨活性物質復合涂層
由于抗生素耐藥細菌菌株日益發展，當前耐甲氧西林金黃色葡萄球菌、大腸桿菌等細菌引起的感染治療復雜。相較上述抗生素/促成骨活性物質復合涂層策略，基于抗菌金屬元素（抗菌金屬納米顆粒、離子及其氧化物）涂層的優勢在于其廣譜抗菌性和多種抗菌機制，并且細菌幾乎不對其產生耐藥性[52]。目前研究常用于構建該類復合涂層的金屬元素包括銀、鋅、銅等。
然而，從毒理學角度分析，高劑量應用銀等金屬納米顆粒通常伴隨著對真核細胞和原核細胞的毒性作用[53]。因此，在使用金屬納米顆粒作為鈦表面涂層的抗菌組分時，必須盡可能避免其高劑量釋放導致的細胞毒性作用。為此，研究者們將金屬納米顆粒與羥基磷灰石、多巴胺、絲素蛋白等活性物質進行聯合涂層，嘗試在保留涂層抗菌性能的同時減少金屬離子帶來的細胞毒性。
4.1.1 銀/促成骨活性物質復合涂層
銀納米顆粒是研究最廣泛的金屬納米顆粒抗菌劑，具有廣譜抗菌性能、細胞毒性低、穩定性強、極少產生耐藥菌株等特點。然而，銀對細胞具有毒性，過量的銀納米顆粒會導致正常細胞凋亡或壞死，降低植入物生物相容性，研究表明細胞毒性和抗菌作用都與銀納米顆粒從鈦表面釋放方式密切相關[54]。
因此，為了避免銀離子的爆發性釋放，目前常采用將銀納米顆粒與羥基磷灰石[55-57]、磷酸鈣[58-59]、絲素蛋白[60]、多巴胺[61]、殼聚糖[62]等活性物質聯合涂層，或將銀納米顆粒加載到TiO2納米管中[63-64]的涂層策略，從而減少銀納米顆粒的暴露，降低銀離子釋放速率，使銀離子持續穩定向周圍組織中釋放，降低細胞毒性的同時延長抗菌效果。見表1。
表1
常見鈦基植入物表面基于銀元素的抗菌/促成骨改性策略
Table1.
Common antibacterial/osteogenesis modification strategies based on silver on titanium-based implants
4.1.2 鋅/促成骨活性物質復合涂層
鋅是人體內一種微量元素，約30%儲存在骨骼中，是許多參與骨代謝蛋白質的必需輔因子，其含量病理性降低會損害骨骼生長[65]。氧化鋅納米顆粒是一種常見的含鋅金屬氧化物納米顆粒，毒性低、生物相容性好，可以加速骨骼生長和礦化，并且具有良好抗菌性能[66]。體外研究表明，鈦合金表面的鋅離子或氧化鋅納米顆粒涂層具有良好抗菌能力和生物相容性[67-68]。為進一步提高鈦合金表面鋅涂層抗菌與成骨性能，目前常將鋅涂層與羥基磷灰石納米顆粒 [69-70]、殼聚糖 [71-72]、TiO2納米管[73]及其他活性物質[74]聯合涂層。見表2。
表2
常見鈦基植入物表面基于鋅元素的抗菌/促成骨改性策略
Table2.
Common antibacterial/osteogenesis modification strategies based on zinc on titanium-based implants
4.1.3 銅/促成骨活性物質復合涂層
銅是金屬材料中的合金元素，也是人體必需元素，已被證明具有促進成骨和抗菌能力，還可通過刺激內皮細胞來促進血管生成[75-76]。近年來，有學者嘗試在鈦合金表面銅涂層的基礎上聯合TiO2涂層[77]或添加羥基磷灰石[78]、磷酸鈣[79]等生物活性物質。另外，將銅結合到鈦材質的醫療器械中以增強其抗菌活性已引起廣泛關注，例如鈦銅合金。研究表明，鈦銅合金在體內外均具有優異抗菌性能[80]，因此近年來學者們致力于研究鈦銅合金的表面改性策略，希望在保留鈦銅合金抗菌性能的同時提高其生物相容性。有研究表明，在鈦銅合金表面制備的氧化銅/氧化亞銅等基于銅離子釋放的涂層，能夠促進人臍靜脈內皮細胞與MC3T3-E1細胞增殖，從而改善鈦銅合金的成骨誘導能力[76, 81]。還有研究者通過噴砂和酸蝕工藝對鈦銅合金進行表面改性后，發現該復合涂層能促進MC3T3-E1細胞黏附、增殖和成骨分化，對金黃色葡萄球菌的抑制作用顯著提高[82]，在種植體周圍炎癥的動物模型中能有效抵抗細菌感染引起的骨吸收，同時促進骨整合[75]。見表3。
表3
常見鈦基植入物表面基于銅元素的抗菌/促成骨改性策略
Table3.
Common antibacterial/osteogenesis modification strategies based on copper on titanium-based implants
4.1.4 其他無機金屬元素/促成骨活性物質復合涂層
鎂是人體必需的微量元素，67%儲存在骨骼中，具有抗菌活性，主要作用機制是鎂離子能牢固吸附并穿透細菌的細胞壁，降解病原菌的蛋白質，使細菌細胞合成酶活性喪失，導致細菌失去增殖能力并死亡；另外鎂離子可以促進人成骨細胞整合素的表達，增強成骨細胞的黏附[70，83]。鈦合金表面鎂離子涂層已被證明具有良好的生物相容性和抗菌能力[84-86]。近年來，學者們將鎂離子涂層和具有高生物相容性或協同抗菌能力的物質聯合涂層，希望進一步提高鈦合金表面鎂基涂層的抗菌和促成骨性能。
鉭、錳等其他元素也被嘗試應用于鈦表面的涂層中。研究表明鉭具有阻止生物膜形成的抗菌特性，Zhang等[87]采用磁控濺射技術將其注入到鈦盤上，體內外實驗結果顯示該涂層對具核梭桿菌和牙齦卟啉單胞菌具有良好的抗菌活性，通過刺激骨形成蛋白的表達促進種植體的骨整合。Zhao等[88]采用微弧氧化工藝將錳離子摻入鈦基植入物具有微孔結構的TiO2涂層中，顯示涂層中的錳離子能夠穩定釋放，抑制大腸桿菌在其表面的生長，促進MC3T3-E1細胞黏附、增殖和分化。見表4。
表4
常見鈦基植入物表面基于鎂元素的抗菌/促成骨改性策略
Table4.
Common antibacterial/osteogenesis modification strategies based on magnesium on titanium-based implants
4.2 非金屬無機物/促成骨活性物質復合涂層
無機生物元素的加載是增強鈦種植體抗菌和成骨活性的潛在途徑，常用于鈦基表面改性的無機元素有氟、氮、硅、磷、鈣、硒等，無機化合物有磷酸鈣、氮化硅、硅酸鈣、石墨烯等。
研究表明，硒納米顆粒表現出強大的抗菌活性，然而高劑量硒有毒性。Zhou等[91]采用微弧氧化法將不同含量的硒和固定劑量磷酸鈣摻入鈦表面的微孔TiO2涂層中，發現適當劑量硒可促進BMSCs成骨分化，且對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌抗菌率達90%以上。氟不僅具有優異的細胞相容性，而且具有良好的抗菌能力，是人體骨骼中必需微量元素，在調節成骨中起著重要作用。Zhou等[92]將不同含量的氟和固定劑量磷酸鈣摻入鈦表面的微孔TiO2涂層中，發現適當劑量氟能夠提高植入物的抗菌和成骨活性。Au?ón等[93]采用陽極氧化在鈦合金表面制備了含氟和磷的TiO2納米管，然后在納米管中負載了慶大霉素/萬古霉素，動物體內研究表明該涂層可預防金黃色葡萄球菌引起的假體周圍感染，且與未涂層的鈦合金相比，體外細胞相容性增強。
此外，也有學者在鈦表面制備了氮化硅、硅酸鈣、石墨烯等無機物，經過測試均展現出良好的抗菌效能及成骨效能。Zanocco等[94]在鈦基表面制備了致密的氮化硅涂層，體外實驗證實該涂層能抑制表皮葡萄球菌的黏附和增殖，促進人成骨肉瘤細胞（Saos-2）在其表面的成骨效率。Buga等[95]采用電噴霧沉積法在鈦合金表面制備了硅酸鈣涂層，體外抗菌實驗表明與未涂層組鈦合金相比，硅酸鈣表面抗菌率更高；與人MSCs共培養14 d后，涂層組表面人MSCs的ALP水平比未涂層組高13%。Gu等[96]采用化學氣相沉積和熱處理法在純鈦盤表面制備了石墨烯涂層，體外抗菌實驗表明與未涂層組鈦相比，石墨烯涂層表面菌落數更少，并且能增強人脂肪源性干細胞和人BMSCs黏附、成骨分化。
4.3 多種無機元素/促成骨活性物質復合涂層
除了基于銀、鋅、銅、鎂、硅等單一元素的抗菌/促成骨改性策略外，有研究者嘗試將兩種及以上元素組合涂層，探究多種元素聯合涂層時對鈦基植入物抗菌性能和生物相容性的影響，目前最常見的是鍶/銀[97-98]、鎂/銀[99]、鋅/銀[100-102]、鉭/銅[103]、鎂/銅[104]、銅/鍶[105]、鎵/鍶[106]、銅/鋅[107]等組合。
此外，也有研究者將非金屬元素加入金屬組合元素涂層中。Zhou等[108]將鈣、磷、鈷、氟和鍶聯合固定在鈦表面的微孔TiO2涂層中，結果表明這種涂層能促進BMSCs增殖、成骨分化和兔股骨植入物模型中的骨整合，對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌滅殺能力高。Zhao等[109]用微弧氧化法將鎂、銅、氟聯合固定在鈦表面的微孔TiO2涂層中，結果表明這種涂層對金黃色葡萄球菌的抗菌率高達90.8%±3.2%，同時能夠促進MC3T3-E1細胞的黏附、增殖、分化及礦化。
有學者對涂層中多種金屬離子的比例及含量對鈦合金的抗菌/促成骨性能影響進行了更深入研究。Han等[99]將不同比例的鎂、銀離子注入鈦基植入物表面的氮化鈦涂層中，探究兩者比例對鈦基植入物細胞黏附和抗菌性能的影響，結果表明，鎂、銀離子為1∶1時，鈦合金表現出最佳的生物相容性和抗菌活性。Cheng等[97]將不同劑量的鍶和銀固定在鈦表面TiO2納米管中，結果表明當改變鍶和銀的含量及納米管直徑時，鈦基植入物的抗菌性能和大鼠脛骨植入物模型中的骨整合程度也會發生變化。Wolf-Brandstetter等[110]在鈦表面制備了含有銅和鋅的磷酸鈣涂層，通過電化學沉積工藝調節涂層中銅和鋅的含量，結果表明高鋅和高銅含量的鈦表面細菌覆蓋率最低，而高鋅和低銅含量的鈦表面對人BMSCs的成骨刺激效果最佳。Zhang等[107]采用微弧氧化技術將不同劑量的銅和鋅固定在鈦表面TiO2涂層中，結果表明當涂層中鋅含量低時，金黃色葡萄球菌對銅離子的減少量非常敏感；而當涂層中鋅含量增高時，鋅離子在促進成纖維細胞功能和抑制金黃色葡萄球菌中起關鍵作用。Zhang等[102]將不同劑量的羥基磷灰石納米顆粒、銀、氧化鋅納米顆粒采用激光熔覆法固定在鈦上，結果表明當銀/氧化鋅/羥基磷灰石的質量分數比為7∶3∶90時，表現出最佳的抗菌功效和成骨能力，對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌的抗菌率分別為96.5%和85.8%，兔股骨植入物模型顯示這種比例的涂層具有良好的骨誘導性能和骨整合能力。綜上，通過調整工藝可以調節涂層中金屬的含量配比，且涂層中多種金屬離子的比例及含量是影響鈦合金整體抗菌和成骨性能的重要因素之一。見表5。
表5
常見鈦基植入物表面基于多種無機元素組合的抗菌/促成骨改性策略
Table5.
Common antibacterial/oeteogenesis modification strategies based on inorganic substances combination on titanium-based implants
5 有機金屬骨架（metal organic frameworks，MOFs）/促成骨活性物質復合涂層
MOFs是一種新型抗菌劑，是金屬離子的“倉庫”，隨著MOFs降解，其中的金屬離子能夠持續釋放。研究表明MOFs的高比表面積和大孔隙率有利于金屬納米顆粒和生物分子等抗菌物質的有效封裝和傳輸，因此利用MOFs對鈦基植入物進行表面改性近年來受到越來越多的關注[112]。MOFs涂層可通過設計內部組分進行靈活調整，最終使鈦基植入物整體兼具抗菌和促成骨能力，常見策略是在MOFs涂層設計過程中添加氟 [113]、鋅 [114]、鎂 [115]或在MOFs表面添加羥基磷灰石[116]等活性物質。見表6。
表6
鈦基植入物表面基于MOFs的抗菌/促成骨改性策略
Table6.
Antibacterial/osteogenesis modification strategies of titanium-based implants based on metal organic frameworks
6 有機物/促成骨活性物質復合涂層
季銨化合物具有帶正電荷的季銨基團，可以改變帶負電荷細菌的膜滲透性，從而導致細胞質滲漏和細菌死亡，已被證明具有廣譜抗菌性[117]。然而，季銨化合物本身沒有促成骨活性，常需聯合其他策略以達到鈦基植入物表面具有促成骨能力的目的，例如對鈦合金進行低溫等離子體處理、在涂層中添加羥基磷灰石等活性物質。
Zhou等[118]將有機硅連接的季銨鹽抗菌劑固定在經低溫等離子體處理的鈦表面，結果表明與未處理組相比，該涂層表面的BMSCs增殖能力提高了40%，同時能有效抑制金黃色葡萄球菌在其表面的增殖。Zhang等[119]采用層層自組裝法將含有陽離子的季銨鹽和負離子的羧基聯合固定在鈦表面，其中正電荷的季銨鹽對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌具有良好的體外抗菌性能，而帶負電荷的羧基能夠提高該涂層的骨誘導能力。Zhou等[120]將DMADDM（一種季銨鹽型抗菌單體）和羥基磷灰石通過聚多巴胺聚合負載到鈦表面，證實這種涂層具有抗菌和促成骨的“兩階段”能力，即在大鼠骨髓炎種植體模型植入后4周的高感染風險第1階段釋放DMADDM，能夠有效抑制鈦基植入物表面生物膜及周圍浮游致病菌，第2階段在經過 4 周釋放后，能夠促進人BMSCs 的成骨分化及大鼠股骨植體周圍的新骨形成。Lin等[121]也進行了類似研究，他們采用層層自組裝和多巴胺聚合法將季銨化羧甲基殼聚糖、膠原蛋白和羥基磷灰石聯合固定在鈦表面，在大鼠股骨感染種植體模型植入術后前4周，展現出接觸殺滅和釋放殺滅金黃色葡萄球菌特性，在4周后第2階段，羥基磷灰石在感染有效控制下展現出增強成骨和促進骨結合的能力。
有機高分子化合物聚乙二醇是一種無毒、生物相容且高度親水的抗生物污垢劑，能有效地減少細菌的非特異性吸附[122]。有學者創新性地將聚乙二醇與羥基磷灰石[123]、天冬氨酸+絲氨酸+絲氨酸的八聯復合體[124]等生物相容性高的物質聯合固定在鈦表面，證實這種涂層具有良好的抗菌和成骨能力。另外有學者發現N-鹵胺具有類似金屬離子、季銨鹽等物質的抗菌活性，它是包含一個或多個氮-鹵素共價鍵的化合物，N-鹵胺中的鹵素通常包括氯、溴和碘，其中氯最常見[125]。Lan等[126]利用聚多巴胺將N-鹵胺接枝到堿熱處理的鈦表面，結果證明該涂層具有良好抗菌性能和生物相容性。見表7。
表7
鈦基植入物表面基于有機物的抗菌/促成骨改性策略
Table7.
Antibacterial/osteogenesis modification strategies based on organic substances on titanium-based implants
7 總結與展望
理想的抗菌/促成骨復合涂層應具有良好抗菌性能，在體外能促進成骨細胞黏附和增殖，在體內安全、穩定和有效。
在實驗研究方面，目前對于鈦基植入物表面雙功能涂層中抗生素、金屬納米顆粒等抗菌物質的釋放研究多局限在體外釋放動力學，在體內的釋放動力學研究較少，且實驗菌幾乎只采用了大腸桿菌和金黃色葡萄球菌，未能真正充分模仿體內的生物膜模型。因此，未來希望通過建立更可靠的體內釋放學評價體系來研究改性鈦種植體周圍組織的不良反應，建立更完善的感染性骨缺損模型，探究其抗菌和成骨能力。另外，目前鈦基植入物表面抗菌/促成骨雙功能改性研究均在基礎研究階段，沒有在臨床上得到驗證，未來需要更多的臨床研究來充分解決并驗證這些問題。對于鈦基材料本身，目前實驗研究幾乎都采用了純鈦或Ti6Al4V合金，其彈性模量比骨更高，容易產生應力屏蔽現象，且其中鋁（Al）元素和釩（V）元素對周圍組織有潛在毒性作用，未來希望通過3D打印等技術開發無毒、耐磨及耐腐蝕性更好、與骨組織生物力學相仿的鈦合金材料[127]。
在工藝方面，陽極氧化、微弧氧化等方法已經趨于成熟，例如陽極氧化工藝制備的TiO2納米管，通過調整TiO2納米管的直徑等參數能夠控制抗菌藥物的載荷和釋放。但目前構建抗菌/促成骨雙功能涂層的部分制備工藝操作仍較復雜且有自身局限性。復雜性在于當賦予涂層多功能特性的同時，通常會使用兩種或多種技術，從而增加了鈦基植入物構建步驟和時間。另外部分工藝具有局限性，例如噴砂和酸蝕刻工藝對形成的涂層表面孔徑和分布無法控制；等離子噴涂技術在鈦基植入物表面涂層展現出較差的黏合強度，并且此類需高溫加工的工藝可能會影響藥物抗菌與緩釋能力；層層自組裝等技術若加工條件不嚴格會導致涂層脫落，容易導致抗菌藥物丟失。磁控濺射等工藝成本高，所需設備昂貴。因此，未來需進一步優化工藝參數，以改善對抗菌藥物的控釋及增強涂層與鈦基體的結合強度。最后，還需要考慮降低工藝成本，以便大規模制備涂層。
利益沖突 在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突；課題經費支持沒有影響文章觀點及其報道
作者貢獻聲明 劉鵬：綜述資料收集、總結、撰寫；樊博：資料篩選，參與觀點形成、文章審閱以及基金支持；高秋明、呂利軍、鄒磊：參與文章結構梳理以及邏輯形成
鈦基植入物是骨科應用最廣泛的內植物類型，例如鈦合金髓內釘、鈦合金關節和人工椎體等，具有高強度、耐腐蝕性好、力學性能與骨組織相近等優勢[1-3]。但鈦基植入物應用時仍存在兩方面問題：第一，其表面具有生物惰性，植入體內后與周圍骨組織整合較差，甚至發生無菌性松動。第二，植入體內后存在感染風險，是目前骨科手術后最嚴重并發癥之一。主要發生機制是細菌黏附于鈦基植入物表面后會形成生物膜并繁殖，阻礙成骨細胞黏附，最終導致植入物周圍組織感染；而生物膜難清除，對抗生素有極強耐藥性，增加了治療難度[4-5]。
為克服上述兩大難題，近年來諸多學者嘗試對鈦基植入物進行表面改性。例如，在鈦基植入物表面制備羥基磷灰石等促成骨活性涂層，以達到增強骨整合目的；或采用二氧化鈦（TiO2）納米管負載抗菌藥物的表面改性方式，以達到避免感染的目的。然而，上述單一功能改性處理無法同時滿足抗菌、促進成骨等多種臨床要求。因此，鈦基植入物表面抗菌/促成骨雙功能改性受到越來越多關注，主要通過表面改性方式將抗菌物質與促成骨活性物質聯合固定在鈦表面，達到避免感染和促進骨整合的雙重目的。現回顧相關文獻，總結目前鈦基植入物抗菌/促成骨雙功能表面改性策略，以供后續研究參考。
1 鈦基植入物抗菌/促成骨雙功能表面改性要素及構建工藝
1.1 抗菌物質及促成骨活性物質需具備要素
目前，鈦基植入物抗菌/促成骨雙功能表面改性中常用抗菌物質包括抗生素（萬古霉素、慶大霉素）、抗菌肽、無機抗菌劑（金屬納米顆粒及離子、氮化硅、石墨烯等）、有機抗菌劑（季銨化合物、聚乙二醇、N-鹵胺）等。理想的抗菌物質應具備以下兩個特點：① 對細菌有良好的抗黏附和清除性能。研究表明，植入物表面的多細胞生物膜可以保護細菌免受宿主免疫系統侵害[6]，且由于細菌黏附是生物膜形成的第一步，故復合涂層中抗菌物質的良好抗黏附性能可以有效避免細菌生物膜建立[7]。② 釋放安全性。抗菌物質的選擇應充分考慮安全性，即無局部不良反應、無細胞毒性、不干擾骨結合。部分抗菌物質在釋放過程中可能對周圍組織產生影響，例如銀離子及其納米顆粒等抗菌物質雖然具有廣譜抗菌性能、極少產生耐藥菌株等優點，但過量釋放對細胞具有毒性。
促成骨活性物質需具備要素：① 與抗菌物質廣泛相容；② 良好生物相容性、無細胞毒性、促進骨誘導及骨整合；③ 可生物降解或可吸收，植入人體后不需再次手術取出；④ 具有抗生素遞送和緩釋功能。
1.2 抗菌/促成骨活性物質復合涂層構建工藝
良好的復合涂層構建工藝應具備穩定性和靈活性。穩定性主要包括復合涂層與鈦基底結合緊密、涂層中抗菌物質與促成骨活性物質良好相容、涂層厚度均勻一致。靈活性即通過控制工藝參數能調整涂層中抗菌物質的含量以及植入體內后抗菌物質的釋放速率。目前，構建復合涂層常用工藝包括逐層自組裝技術、陽極氧化、微弧氧化、電泳沉積法等。① 逐層自組裝技術是一種通過自發交替逐層沉積在固體載體上形成超薄膜（聚電解質多層膜）的方法，可以通過添加不同物質或調整自組裝材料的物理和化學性質，實現針對性緩釋給藥[8]。② 陽極氧化是一種電化學工藝，通過改變陽極氧化過程中的電壓等參數，可以在鈦基植入物上制備均勻可控的TiO2納米管。研究表明，TiO2納米管不僅具有良好生物相容性和抗菌能力，還可用作抗菌劑載體[9]。③ 微弧氧化可通過改變電解質組成，將銀、銅、鋅等元素摻入涂層中，從而增強涂層抗菌能力與成骨能力。④ 電泳沉積法是一種通過直流電場將懸浮液中的粒子沉積在基材表面的技術，因可以在鈦表面獲得負載抗生素的復合涂層受到關注。與激光熔覆、等離子噴涂等技術相比，該方法主要優勢在于可以在室溫下多組分單步沉積復合涂層，可通過調整不同沉積參數（如施加的電壓、時間、電極距離）或懸浮特性（濃度、PH值）來控制沉積在鈦基材上的抗菌劑劑量，制備具有所需形態和涂層厚度受控的均勻涂層[10-11]。另外，堿熱處理、溶膠-凝膠、電化學沉積、激光熔覆等技術也可用于構建鈦基植入物表面的抗菌/促成骨復合涂層。
2 抗生素/促成骨活性物質復合涂層
抗生素與促成骨活性物質的復合涂層是目前鈦基植入物表面最常見的抗菌/促成骨雙功能改性策略。該復合涂層可采用逐層自組裝技術、電泳沉積法、化學涂覆法、靜電紡絲等工藝構建，通過物理吸附、共價接枝、TiO2納米管等方式負載抗生素，尤其是TiO2納米管負載抗生素，其優勢在于涂層中抗生素的釋放量與時間可通過控制納米管直徑和結構等參數來調節[12]；涂層負載的促成骨活性物質包括羥基磷灰石、絲素蛋白、多巴胺、殼聚糖。
2.1 抗生素涂層優勢及種類
對于人工關節置換術等采用鈦基植入物的手術，圍術期通常全身應用抗生素（口服、肌肉注射、靜脈注射）以減少內植物相關感染的發生[13]。然而，由于假體周圍組織區域缺乏正常血供，全身遞送方式難以使抗生素在該區域擴散。此外，長期過度使用抗生素可能導致耐藥菌產生及血液、肝臟、腎臟等循環系統損傷。研究表明，相較于全身抗生素遞送方式，鈦基植入物表面的抗生素/促成骨活性物質復合涂層中的抗生素可以直接在假體周圍釋放，提高藥物生物利用率，使內植物表面細菌濃度最小化，有效抑制生物膜形成，同時降低全身毒性[14]。
局部應用的抗生素應選擇致敏性低、無局部不良反應、無細胞毒性、不干擾骨結合的廣譜抗生素，在此基礎上可根據疾病種類個體化選擇。目前在鈦基植入物表面的抗生素/促成骨活性物質復合涂層中多選擇萬古霉素[15]、慶大霉素、頭孢類抗生素等。萬古霉素是一種糖肽類抗生素，肽聚糖可干擾細菌細胞壁合成，與其他抗生素無交叉耐藥性，耐藥菌株極少，最適用于治療和預防骨髓炎和深部感染[16]。兔脛骨骨髓炎模型研究表明，鈦合金表面的萬古霉素涂層可有效抑制耐甲氧西林金黃色葡萄球菌導致的骨感染[17]。慶大霉素是一種廣譜氨基糖苷類抗生素，可與不同抗生素聯合使用，主要治療由革蘭陽性菌（如金黃色葡萄球菌和鏈球菌）引起的感染，目前已廣泛用于鈦基植入物的表面改性[18-19]。
2.2 促成骨活性物質種類
近年來，鈦基植入物表面的抗菌/促成骨活性物質復合涂層相關研究中，研究較多的促成骨活性物質主要包括三類[20-21]。① 殼聚糖、透明質酸、絲素蛋白、明膠、聚乙二醇等天然或合成高分子材料。它們常用于構建藥物載藥涂層，不僅具有一定生物相容性，還可構建多孔結構以負載抗菌藥物。② 生物陶瓷材料，主要包括生物活性玻璃、羥基磷灰石、可吸收磷酸鈣等。③ 石墨烯及其衍生物的碳納米材料，近年來因其良好的機械性能、抗菌性能和生物性能，被用作鈦基植入物表面涂層并構建藥物緩釋系統。
2.3 抗生素/促成骨活性物質復合涂層種類
2.3.1 萬古霉素/絲素蛋白
絲素蛋白是一種天然大分子材料，具有良好生物相容性和降解性，能促進骨骼和軟骨再生，目前常通過3D生物打印、靜電紡絲等技術制備絲素蛋白基支架[22-23]。Fathi等[12]采用靜電紡絲技術制備絲素蛋白纖維，然后將其和萬古霉素聯合摻入鈦基植入物表面的TiO2納米管中，結果顯示該復合涂層可以有效減少金黃色葡萄球菌的黏附，促進人骨肉瘤細胞（MG-63）的黏附、增殖。該研究還發現，TiO2納米管和絲素蛋白纖維的直徑、孔隙率等參數會影響抗生素的釋放量與釋放時間。有研究將絲素蛋白纖維和萬古霉素聯合固定在鈦材料表面的TiO2納米管中，結果表明該復合涂層能促進MG-63細胞的黏附和增殖，絲素纖維的使用使萬古霉素突釋率從裸鈦的88%降為20%，并且萬古霉素釋放時間顯著延長[24]。
由此可見，萬古霉素/絲素蛋白復合涂層賦予了鈦基植入物抗菌和促成骨性能，絲素蛋白纖維不僅提高了鈦基植入物的生物相容性，還降低了涂層中抗生素的突釋率，延長釋放時間。另外絲素蛋白纖維內部結構、TiO2納米管直徑等參數也會影響復合涂層中抗生素的釋放曲線。
2.3.2 萬古霉素等抗生素/多巴胺
目前，多巴胺已廣泛用于鈦表面修飾，研究表明多巴胺涂層可提高鈦基植入物表面的骨誘導能力[25]。多巴胺是一種接枝分子，通過多巴胺將抗生素接枝在鈦表面后，抗生素可持續釋放且在數天內維持局部高抗菌濃度[26-27]。近年來，有學者在鈦基植入物表面設計了聚多巴胺與抗生素復合涂層，并探究該涂層抗菌與促成骨作用。 He等[26]通過調整多巴胺聚合時間和表面粗糙度，在鈦基植入物表面構建了頭孢噻肟鈉/多巴胺復合涂層，發現該涂層具有良好抗菌和生物相容性。Zhang等[27]采用化學涂覆法在鈦基植入物表面制備了米諾環素/聚多巴胺復合涂層，結果表明該涂層能促進人BMSCs黏附、增殖和礦化，降低變異鏈球菌的附著率。
另外，多巴胺分子中含有多種官能團，可物理或化學鍵合其他具有高生物相容性的化合物，例如多巴胺功能化的透明質酸（sulphated hyaluronic acid-dopamine，sHA-DA）。Guarise等[28]在鈦基植入物表面制備了萬古霉素/sHA-DA復合涂層，研究表明該復合涂層能在體內有效對抗耐甲氧西林金黃色葡萄球菌導致的急性局部細菌感染，同時促進鈦基植入物表面骨生長。He等[29]通過交替沉積技術將多巴胺和透明質酸固定在載萬古霉素的鈦納米管表面，顯示該涂層具有更高的載藥量和更穩定的萬古霉素釋放曲線，體外抗菌實驗顯示該涂層能抑制金黃色葡萄球菌生長，大鼠骨感染種植體模型實驗顯示鈦基植入物周圍無骨髓炎及骨膜反應，且骨整合性能更好。因此，在抗生素/多巴胺復合涂層中，多巴胺不僅能作為活性物質單獨應用，還可利用其自身官能團的優勢聯合透明質酸等高生物相容性化合物，在構建鈦基植入物表面抗菌/促成骨復合涂層中具有極大應用潛力。
2.3.3 萬古霉素等抗生素/殼聚糖
殼聚糖是一種生物聚合物，具有良好生物相容性、可降解性、無毒性和抗菌性能，已被廣泛用作抗生素載體[30]。雖然載有抗生素的殼聚糖涂層已被證明具有強抗感染能力，但單純殼聚糖/抗生素復合涂層中抗生素的初始釋放率依然過高[31-34]。
因此，有學者開始嘗試在單純殼聚糖/抗生素復合涂層中摻入生物活性玻璃[35-36]、明膠[37]、二氧化硅[38]、羥基磷灰石[39]等物質，探究能否進一步控制抗生素釋放速率、周期以及提高生物相容性。Ordikhani等[35]采用電泳沉積法在殼聚糖/萬古霉素復合涂層中添加生物活性玻璃，該涂層表現出更好的細胞親和性，藥物初始突釋率約40%，隨后超過4周連續洗脫，證明了其長期藥物遞送潛力，并且對金黃色葡萄球菌抗菌率達100%。Patel等[36]在氨芐青霉素/殼聚糖復合涂層中添加生物活性玻璃后，氨芐青霉素釋放長達10～11周，且該涂層能促進MC3T3-E1細胞的黏附、增殖和成骨分化。他們的另一項研究在氨芐青霉素/殼聚糖復合涂層中添加明膠，觀察發現該涂層不僅能促進成骨細胞黏附和增殖，還能通過調整電泳沉積工藝參數和涂層中明膠含量，控制氨芐青霉素釋放速率，改善藥物釋放曲線[37]。Yang等[39]在萬古霉素/殼聚糖復合涂層中添加羥基磷灰石后，抗生素突釋率由80%降為55%，且釋放更持久穩定，體外細胞實驗和動物實驗均表明該涂層能促進成骨樣細胞增殖、分化和礦化，有效預防和治療骨髓炎。Tang等[40]在慶大霉素/殼聚糖復合涂層中添加中草藥柚皮苷和明膠后，對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌抗菌率分別達72.16%和65.9%，并且能促進成骨細胞黏附、增殖和分化。
綜上，在單純抗生素/殼聚糖復合涂層中額外添加生物活性玻璃、羥基磷灰石、明膠、殼聚糖等活性物質，不僅能顯著提升鈦基植入物生物相容性，還能降低抗生素初始突釋率、延長抗菌時間。
2.3.4 萬古霉素/其他促成骨活性物質
大量體內外實驗表明，慶大霉素/羥基磷灰石或萬古霉素/羥基磷灰石復合涂層可以達到良好抗菌和促成骨目的，且采用TiO2納米管負載藥物的方式展現出更長的抗生素釋放時間[41-43]。另外，氧化石墨烯/明膠/裝有萬古霉素的TiO2納米管復合涂層[44]、膠原蛋白/羥基磷灰石/萬古霉素復合涂層[45]、瓊脂糖水凝膠/慶大霉素復合涂層[46]等均展現出了良好的生物性能與藥物緩釋能力。
3 抗菌肽/促成骨活性物質復合涂層
相較抗生素，抗菌肽具有廣泛抗菌譜，細菌不易對其產生耐藥性，可以通過靈活設計氨基酸序列，獲得具有抗炎、抗氧化等生物學功能更豐富的抗菌肽[47]。抗菌肽能有效避免細菌耐藥的主要機制是其破壞細胞膜非常快，不會進入細菌內部，因此可以在不激活適應性免疫情況下達到抗菌效果。近年來，有學者采用將抗菌肽與羥基磷灰石、磷酸鈣、絲素蛋白、BMP-2等促成骨活性物質復合構建涂層。Abbasizadeh等[48]采用靜電紡絲技術在鈦表面構建抗菌肽（HHC-36）/絲素蛋白/羥基磷灰石復合涂層，結果表明該涂層能有效誘導成骨細胞分化，同時保持抗菌活性長達21 d。Liu等[49]在鈦表面構建HBD-3（一類廣譜抗菌多肽）/BMP-2/羥基磷灰石納米顆粒復合涂層后，與大腸桿菌、金黃色葡萄球菌共孵育7 d，結果顯示鈦基植入物不僅表面無活細菌，還能促人BMSCs黏附、增殖和成骨分化。
除上述策略外，還有學者嘗試將雙肽（抗菌肽及具有促成骨活性的肽）聯合固定在鈦表面。Tang等[50]采用陽極氧化工藝通過聚多巴胺將抗菌肽（GL13K）與骨形成肽1聯合涂層于經雙酸蝕刻的鈦表面，抗菌性能測試顯示該涂層對大腸桿菌、金黃色葡萄球菌的抗菌率分別達到60.24%和68.46%。Wang等[51]采用同樣工藝將抗菌肽（HHC36肽）和促成骨肽（RGD肽）加入多孔鈦合金表面的鈦酸鍶納米管中，抗菌性能測試顯示該涂層對大腸桿菌、金黃色葡萄球菌的抗菌率均超過95%，成骨性能測試顯示該涂層能夠促進MC3T3-E1細胞黏附、增殖和成骨分化。
4 無機抗菌劑/促成骨活性物質復合涂層
4.1 無機金屬元素/促成骨活性物質復合涂層
由于抗生素耐藥細菌菌株日益發展，當前耐甲氧西林金黃色葡萄球菌、大腸桿菌等細菌引起的感染治療復雜。相較上述抗生素/促成骨活性物質復合涂層策略，基于抗菌金屬元素（抗菌金屬納米顆粒、離子及其氧化物）涂層的優勢在于其廣譜抗菌性和多種抗菌機制，并且細菌幾乎不對其產生耐藥性[52]。目前研究常用于構建該類復合涂層的金屬元素包括銀、鋅、銅等。
然而，從毒理學角度分析，高劑量應用銀等金屬納米顆粒通常伴隨著對真核細胞和原核細胞的毒性作用[53]。因此，在使用金屬納米顆粒作為鈦表面涂層的抗菌組分時，必須盡可能避免其高劑量釋放導致的細胞毒性作用。為此，研究者們將金屬納米顆粒與羥基磷灰石、多巴胺、絲素蛋白等活性物質進行聯合涂層，嘗試在保留涂層抗菌性能的同時減少金屬離子帶來的細胞毒性。
4.1.1 銀/促成骨活性物質復合涂層
銀納米顆粒是研究最廣泛的金屬納米顆粒抗菌劑，具有廣譜抗菌性能、細胞毒性低、穩定性強、極少產生耐藥菌株等特點。然而，銀對細胞具有毒性，過量的銀納米顆粒會導致正常細胞凋亡或壞死，降低植入物生物相容性，研究表明細胞毒性和抗菌作用都與銀納米顆粒從鈦表面釋放方式密切相關[54]。
因此，為了避免銀離子的爆發性釋放，目前常采用將銀納米顆粒與羥基磷灰石[55-57]、磷酸鈣[58-59]、絲素蛋白[60]、多巴胺[61]、殼聚糖[62]等活性物質聯合涂層，或將銀納米顆粒加載到TiO2納米管中[63-64]的涂層策略，從而減少銀納米顆粒的暴露，降低銀離子釋放速率，使銀離子持續穩定向周圍組織中釋放，降低細胞毒性的同時延長抗菌效果。見表1。
表1
常見鈦基植入物表面基于銀元素的抗菌/促成骨改性策略
Table1.
Common antibacterial/osteogenesis modification strategies based on silver on titanium-based implants
4.1.2 鋅/促成骨活性物質復合涂層
鋅是人體內一種微量元素，約30%儲存在骨骼中，是許多參與骨代謝蛋白質的必需輔因子，其含量病理性降低會損害骨骼生長[65]。氧化鋅納米顆粒是一種常見的含鋅金屬氧化物納米顆粒，毒性低、生物相容性好，可以加速骨骼生長和礦化，并且具有良好抗菌性能[66]。體外研究表明，鈦合金表面的鋅離子或氧化鋅納米顆粒涂層具有良好抗菌能力和生物相容性[67-68]。為進一步提高鈦合金表面鋅涂層抗菌與成骨性能，目前常將鋅涂層與羥基磷灰石納米顆粒 [69-70]、殼聚糖 [71-72]、TiO2納米管[73]及其他活性物質[74]聯合涂層。見表2。
表2
常見鈦基植入物表面基于鋅元素的抗菌/促成骨改性策略
Table2.
Common antibacterial/osteogenesis modification strategies based on zinc on titanium-based implants
4.1.3 銅/促成骨活性物質復合涂層
銅是金屬材料中的合金元素，也是人體必需元素，已被證明具有促進成骨和抗菌能力，還可通過刺激內皮細胞來促進血管生成[75-76]。近年來，有學者嘗試在鈦合金表面銅涂層的基礎上聯合TiO2涂層[77]或添加羥基磷灰石[78]、磷酸鈣[79]等生物活性物質。另外，將銅結合到鈦材質的醫療器械中以增強其抗菌活性已引起廣泛關注，例如鈦銅合金。研究表明，鈦銅合金在體內外均具有優異抗菌性能[80]，因此近年來學者們致力于研究鈦銅合金的表面改性策略，希望在保留鈦銅合金抗菌性能的同時提高其生物相容性。有研究表明，在鈦銅合金表面制備的氧化銅/氧化亞銅等基于銅離子釋放的涂層，能夠促進人臍靜脈內皮細胞與MC3T3-E1細胞增殖，從而改善鈦銅合金的成骨誘導能力[76, 81]。還有研究者通過噴砂和酸蝕工藝對鈦銅合金進行表面改性后，發現該復合涂層能促進MC3T3-E1細胞黏附、增殖和成骨分化，對金黃色葡萄球菌的抑制作用顯著提高[82]，在種植體周圍炎癥的動物模型中能有效抵抗細菌感染引起的骨吸收，同時促進骨整合[75]。見表3。
表3
常見鈦基植入物表面基于銅元素的抗菌/促成骨改性策略
Table3.
Common antibacterial/osteogenesis modification strategies based on copper on titanium-based implants
4.1.4 其他無機金屬元素/促成骨活性物質復合涂層
鎂是人體必需的微量元素，67%儲存在骨骼中，具有抗菌活性，主要作用機制是鎂離子能牢固吸附并穿透細菌的細胞壁，降解病原菌的蛋白質，使細菌細胞合成酶活性喪失，導致細菌失去增殖能力并死亡；另外鎂離子可以促進人成骨細胞整合素的表達，增強成骨細胞的黏附[70，83]。鈦合金表面鎂離子涂層已被證明具有良好的生物相容性和抗菌能力[84-86]。近年來，學者們將鎂離子涂層和具有高生物相容性或協同抗菌能力的物質聯合涂層，希望進一步提高鈦合金表面鎂基涂層的抗菌和促成骨性能。
鉭、錳等其他元素也被嘗試應用于鈦表面的涂層中。研究表明鉭具有阻止生物膜形成的抗菌特性，Zhang等[87]采用磁控濺射技術將其注入到鈦盤上，體內外實驗結果顯示該涂層對具核梭桿菌和牙齦卟啉單胞菌具有良好的抗菌活性，通過刺激骨形成蛋白的表達促進種植體的骨整合。Zhao等[88]采用微弧氧化工藝將錳離子摻入鈦基植入物具有微孔結構的TiO2涂層中，顯示涂層中的錳離子能夠穩定釋放，抑制大腸桿菌在其表面的生長，促進MC3T3-E1細胞黏附、增殖和分化。見表4。
表4
常見鈦基植入物表面基于鎂元素的抗菌/促成骨改性策略
Table4.
Common antibacterial/osteogenesis modification strategies based on magnesium on titanium-based implants
4.2 非金屬無機物/促成骨活性物質復合涂層
無機生物元素的加載是增強鈦種植體抗菌和成骨活性的潛在途徑，常用于鈦基表面改性的無機元素有氟、氮、硅、磷、鈣、硒等，無機化合物有磷酸鈣、氮化硅、硅酸鈣、石墨烯等。
研究表明，硒納米顆粒表現出強大的抗菌活性，然而高劑量硒有毒性。Zhou等[91]采用微弧氧化法將不同含量的硒和固定劑量磷酸鈣摻入鈦表面的微孔TiO2涂層中，發現適當劑量硒可促進BMSCs成骨分化，且對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌抗菌率達90%以上。氟不僅具有優異的細胞相容性，而且具有良好的抗菌能力，是人體骨骼中必需微量元素，在調節成骨中起著重要作用。Zhou等[92]將不同含量的氟和固定劑量磷酸鈣摻入鈦表面的微孔TiO2涂層中，發現適當劑量氟能夠提高植入物的抗菌和成骨活性。Au?ón等[93]采用陽極氧化在鈦合金表面制備了含氟和磷的TiO2納米管，然后在納米管中負載了慶大霉素/萬古霉素，動物體內研究表明該涂層可預防金黃色葡萄球菌引起的假體周圍感染，且與未涂層的鈦合金相比，體外細胞相容性增強。
此外，也有學者在鈦表面制備了氮化硅、硅酸鈣、石墨烯等無機物，經過測試均展現出良好的抗菌效能及成骨效能。Zanocco等[94]在鈦基表面制備了致密的氮化硅涂層，體外實驗證實該涂層能抑制表皮葡萄球菌的黏附和增殖，促進人成骨肉瘤細胞（Saos-2）在其表面的成骨效率。Buga等[95]采用電噴霧沉積法在鈦合金表面制備了硅酸鈣涂層，體外抗菌實驗表明與未涂層組鈦合金相比，硅酸鈣表面抗菌率更高；與人MSCs共培養14 d后，涂層組表面人MSCs的ALP水平比未涂層組高13%。Gu等[96]采用化學氣相沉積和熱處理法在純鈦盤表面制備了石墨烯涂層，體外抗菌實驗表明與未涂層組鈦相比，石墨烯涂層表面菌落數更少，并且能增強人脂肪源性干細胞和人BMSCs黏附、成骨分化。
4.3 多種無機元素/促成骨活性物質復合涂層
除了基于銀、鋅、銅、鎂、硅等單一元素的抗菌/促成骨改性策略外，有研究者嘗試將兩種及以上元素組合涂層，探究多種元素聯合涂層時對鈦基植入物抗菌性能和生物相容性的影響，目前最常見的是鍶/銀[97-98]、鎂/銀[99]、鋅/銀[100-102]、鉭/銅[103]、鎂/銅[104]、銅/鍶[105]、鎵/鍶[106]、銅/鋅[107]等組合。
此外，也有研究者將非金屬元素加入金屬組合元素涂層中。Zhou等[108]將鈣、磷、鈷、氟和鍶聯合固定在鈦表面的微孔TiO2涂層中，結果表明這種涂層能促進BMSCs增殖、成骨分化和兔股骨植入物模型中的骨整合，對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌滅殺能力高。Zhao等[109]用微弧氧化法將鎂、銅、氟聯合固定在鈦表面的微孔TiO2涂層中，結果表明這種涂層對金黃色葡萄球菌的抗菌率高達90.8%±3.2%，同時能夠促進MC3T3-E1細胞的黏附、增殖、分化及礦化。
有學者對涂層中多種金屬離子的比例及含量對鈦合金的抗菌/促成骨性能影響進行了更深入研究。Han等[99]將不同比例的鎂、銀離子注入鈦基植入物表面的氮化鈦涂層中，探究兩者比例對鈦基植入物細胞黏附和抗菌性能的影響，結果表明，鎂、銀離子為1∶1時，鈦合金表現出最佳的生物相容性和抗菌活性。Cheng等[97]將不同劑量的鍶和銀固定在鈦表面TiO2納米管中，結果表明當改變鍶和銀的含量及納米管直徑時，鈦基植入物的抗菌性能和大鼠脛骨植入物模型中的骨整合程度也會發生變化。Wolf-Brandstetter等[110]在鈦表面制備了含有銅和鋅的磷酸鈣涂層，通過電化學沉積工藝調節涂層中銅和鋅的含量，結果表明高鋅和高銅含量的鈦表面細菌覆蓋率最低，而高鋅和低銅含量的鈦表面對人BMSCs的成骨刺激效果最佳。Zhang等[107]采用微弧氧化技術將不同劑量的銅和鋅固定在鈦表面TiO2涂層中，結果表明當涂層中鋅含量低時，金黃色葡萄球菌對銅離子的減少量非常敏感；而當涂層中鋅含量增高時，鋅離子在促進成纖維細胞功能和抑制金黃色葡萄球菌中起關鍵作用。Zhang等[102]將不同劑量的羥基磷灰石納米顆粒、銀、氧化鋅納米顆粒采用激光熔覆法固定在鈦上，結果表明當銀/氧化鋅/羥基磷灰石的質量分數比為7∶3∶90時，表現出最佳的抗菌功效和成骨能力，對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌的抗菌率分別為96.5%和85.8%，兔股骨植入物模型顯示這種比例的涂層具有良好的骨誘導性能和骨整合能力。綜上，通過調整工藝可以調節涂層中金屬的含量配比，且涂層中多種金屬離子的比例及含量是影響鈦合金整體抗菌和成骨性能的重要因素之一。見表5。
表5
常見鈦基植入物表面基于多種無機元素組合的抗菌/促成骨改性策略
Table5.
Common antibacterial/oeteogenesis modification strategies based on inorganic substances combination on titanium-based implants
5 有機金屬骨架（metal organic frameworks，MOFs）/促成骨活性物質復合涂層
MOFs是一種新型抗菌劑，是金屬離子的“倉庫”，隨著MOFs降解，其中的金屬離子能夠持續釋放。研究表明MOFs的高比表面積和大孔隙率有利于金屬納米顆粒和生物分子等抗菌物質的有效封裝和傳輸，因此利用MOFs對鈦基植入物進行表面改性近年來受到越來越多的關注[112]。MOFs涂層可通過設計內部組分進行靈活調整，最終使鈦基植入物整體兼具抗菌和促成骨能力，常見策略是在MOFs涂層設計過程中添加氟 [113]、鋅 [114]、鎂 [115]或在MOFs表面添加羥基磷灰石[116]等活性物質。見表6。
表6
鈦基植入物表面基于MOFs的抗菌/促成骨改性策略
Table6.
Antibacterial/osteogenesis modification strategies of titanium-based implants based on metal organic frameworks
6 有機物/促成骨活性物質復合涂層
季銨化合物具有帶正電荷的季銨基團，可以改變帶負電荷細菌的膜滲透性，從而導致細胞質滲漏和細菌死亡，已被證明具有廣譜抗菌性[117]。然而，季銨化合物本身沒有促成骨活性，常需聯合其他策略以達到鈦基植入物表面具有促成骨能力的目的，例如對鈦合金進行低溫等離子體處理、在涂層中添加羥基磷灰石等活性物質。
Zhou等[118]將有機硅連接的季銨鹽抗菌劑固定在經低溫等離子體處理的鈦表面，結果表明與未處理組相比，該涂層表面的BMSCs增殖能力提高了40%，同時能有效抑制金黃色葡萄球菌在其表面的增殖。Zhang等[119]采用層層自組裝法將含有陽離子的季銨鹽和負離子的羧基聯合固定在鈦表面，其中正電荷的季銨鹽對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌具有良好的體外抗菌性能，而帶負電荷的羧基能夠提高該涂層的骨誘導能力。Zhou等[120]將DMADDM（一種季銨鹽型抗菌單體）和羥基磷灰石通過聚多巴胺聚合負載到鈦表面，證實這種涂層具有抗菌和促成骨的“兩階段”能力，即在大鼠骨髓炎種植體模型植入后4周的高感染風險第1階段釋放DMADDM，能夠有效抑制鈦基植入物表面生物膜及周圍浮游致病菌，第2階段在經過 4 周釋放后，能夠促進人BMSCs 的成骨分化及大鼠股骨植體周圍的新骨形成。Lin等[121]也進行了類似研究，他們采用層層自組裝和多巴胺聚合法將季銨化羧甲基殼聚糖、膠原蛋白和羥基磷灰石聯合固定在鈦表面，在大鼠股骨感染種植體模型植入術后前4周，展現出接觸殺滅和釋放殺滅金黃色葡萄球菌特性，在4周后第2階段，羥基磷灰石在感染有效控制下展現出增強成骨和促進骨結合的能力。
有機高分子化合物聚乙二醇是一種無毒、生物相容且高度親水的抗生物污垢劑，能有效地減少細菌的非特異性吸附[122]。有學者創新性地將聚乙二醇與羥基磷灰石[123]、天冬氨酸+絲氨酸+絲氨酸的八聯復合體[124]等生物相容性高的物質聯合固定在鈦表面，證實這種涂層具有良好的抗菌和成骨能力。另外有學者發現N-鹵胺具有類似金屬離子、季銨鹽等物質的抗菌活性，它是包含一個或多個氮-鹵素共價鍵的化合物，N-鹵胺中的鹵素通常包括氯、溴和碘，其中氯最常見[125]。Lan等[126]利用聚多巴胺將N-鹵胺接枝到堿熱處理的鈦表面，結果證明該涂層具有良好抗菌性能和生物相容性。見表7。
表7
鈦基植入物表面基于有機物的抗菌/促成骨改性策略
Table7.
Antibacterial/osteogenesis modification strategies based on organic substances on titanium-based implants
7 總結與展望
理想的抗菌/促成骨復合涂層應具有良好抗菌性能，在體外能促進成骨細胞黏附和增殖，在體內安全、穩定和有效。
在實驗研究方面，目前對于鈦基植入物表面雙功能涂層中抗生素、金屬納米顆粒等抗菌物質的釋放研究多局限在體外釋放動力學，在體內的釋放動力學研究較少，且實驗菌幾乎只采用了大腸桿菌和金黃色葡萄球菌，未能真正充分模仿體內的生物膜模型。因此，未來希望通過建立更可靠的體內釋放學評價體系來研究改性鈦種植體周圍組織的不良反應，建立更完善的感染性骨缺損模型，探究其抗菌和成骨能力。另外，目前鈦基植入物表面抗菌/促成骨雙功能改性研究均在基礎研究階段，沒有在臨床上得到驗證，未來需要更多的臨床研究來充分解決并驗證這些問題。對于鈦基材料本身，目前實驗研究幾乎都采用了純鈦或Ti6Al4V合金，其彈性模量比骨更高，容易產生應力屏蔽現象，且其中鋁（Al）元素和釩（V）元素對周圍組織有潛在毒性作用，未來希望通過3D打印等技術開發無毒、耐磨及耐腐蝕性更好、與骨組織生物力學相仿的鈦合金材料[127]。
在工藝方面，陽極氧化、微弧氧化等方法已經趨于成熟，例如陽極氧化工藝制備的TiO2納米管，通過調整TiO2納米管的直徑等參數能夠控制抗菌藥物的載荷和釋放。但目前構建抗菌/促成骨雙功能涂層的部分制備工藝操作仍較復雜且有自身局限性。復雜性在于當賦予涂層多功能特性的同時，通常會使用兩種或多種技術，從而增加了鈦基植入物構建步驟和時間。另外部分工藝具有局限性，例如噴砂和酸蝕刻工藝對形成的涂層表面孔徑和分布無法控制；等離子噴涂技術在鈦基植入物表面涂層展現出較差的黏合強度，并且此類需高溫加工的工藝可能會影響藥物抗菌與緩釋能力；層層自組裝等技術若加工條件不嚴格會導致涂層脫落，容易導致抗菌藥物丟失。磁控濺射等工藝成本高，所需設備昂貴。因此，未來需進一步優化工藝參數，以改善對抗菌藥物的控釋及增強涂層與鈦基體的結合強度。最后，還需要考慮降低工藝成本，以便大規模制備涂層。
利益沖突 在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突；課題經費支持沒有影響文章觀點及其報道
作者貢獻聲明 劉鵬：綜述資料收集、總結、撰寫；樊博：資料篩選，參與觀點形成、文章審閱以及基金支持；高秋明、呂利軍、鄒磊：參與文章結構梳理以及邏輯形成
