用于軟骨下骨修復的鎂基支架

周 茉，徐 翔，王天暢，強 磊，張昌入，楊 涵，劉朝宗，王金武

（1.上海交通大學醫學院附屬第九人民醫院,上海 200011；2.骨科與肌肉骨骼科學研究所,外科與介入科學部,倫敦大學學院,皇家國家骨科醫院,倫敦 HA7 4LP）

骨關節炎（osteoarthritis，OA）作為一種可以導致殘疾的退行性疾病，常累及軟骨下骨，導致骨軟骨缺損[1-2]。軟骨下骨包括軟骨下皮質板和松質骨，位于鈣化軟骨的遠端，在OA 發展的不同時期會發生不同的變化[3]。在OA 早期，由于重塑率增加，會發生軟骨下板變薄，以及軟骨下松質骨丟失[4]。在OA晚期，軟骨下板變厚，松質骨丟失，鈣化軟骨向關節軟骨推進，關節軟骨變薄且發生纖維化[4]。軟骨下骨的變化對關節軟骨有明顯的機械影響，與關節軟骨的健康和完整性密切相關[5]。關節軟骨具有黏彈性，會在壓縮載荷下變形，而密度和剛度不均勻的軟骨下骨會導致不同區域的關節軟骨變形不一致。這種不一致所導致的張力和剪切力會增加上覆軟骨撕裂和纖維化的風險[4]。

受損的關節軟骨和軟骨下骨很難自愈，用于功能修復的組織工程支架是一種有前途的治療方法[6]。骨軟骨支架應提供3D 梯度結構、合適的孔隙率、匹配的生物降解性、良好的生物相容性、初始機械強度和骨整合[7-8]。軟骨下骨，作為維持骨軟骨單元生物力學特征的關鍵因素，是骨軟骨支架設計的重要考慮因素之一[9-10]。失敗的軟骨下骨修復不僅會影響關節處載荷的傳導，還會影響所修復組織的長期功能[11-12]。目前，骨軟骨支架主要包括單相支架、雙相支架、多層仿生支架和連續梯度支架[13-14]。常用的材料主要有天然生物材料，合成材料，生物陶瓷，金屬，脫細胞基質和復合材料[14-16]。其中，聚合物被用于模擬軟骨層的黏彈性，金屬合金和陶瓷則被用于模擬軟骨下骨層的強度和剛度[17]。

在金屬材料中，鎂合金因其生物相容性、可降解性、顯著的骨整合和接近人體骨的力學性能被越來越多的用于骨組織工程[18-20]。與機械強度過低的生物高分子聚合物（如聚乳酸、聚丙交酯-共-乙交酯和聚己內酯）[18]，易碎的生物陶瓷，以及彈性模量過高的其他惰性金屬材料（如不銹鋼、鈦合金和鈷鉻合金）相比，鎂及其合金的彈性模量更加接近皮質骨的（皮質骨的彈性模量：5～23 GPa，Mg 的彈性模量：41～45 GPa）[21]，既可以滿足承重需求，又減少了應力屏蔽的風險[18,21-25]。結合多孔的結構設計，鎂基支架的彈性模量可以接近松質骨的（2～5 GPa）[26]。此外，Mg 作為人體中常見的礦物質，不僅在許多生理功能（如代謝、蛋白質合成、神經肌肉興奮性和激素分泌）中起到重要作用，還可以促進成骨[27-29]。

然而，鎂合金較快的降解速率和較差的耐腐蝕性仍是其在醫療領域應用所面臨的挑戰[30]。在降解的早期階段降解產生的氫氣釋放出來，會在人體形成氣穴；過快的腐蝕也可能導致力學性能的快速下降[31]。目前，在控制降解速率方面已做了一些努力，包括改變微觀結構和表面改性[32]，即添加其他元素制成合金，或在鎂基支架表面應用涂層。

鎂及其合金作為金屬可降解多孔支架的候選者，尚缺乏廣泛的臨床應用[30]。目前，對于適用于軟骨下骨缺損修復的鎂基支架的結構和孔隙設計還沒有定論，且研究人員對于鎂合金成骨機制的理解有限。因此，本綜述歸納了鎂合金用于骨軟骨支架的研究進展，包括制造方法、材料優化、結構設計、以及其機械、降解和生物學性能，并討論了未來研究的潛在方向，旨在為多孔鎂基支架的開發和臨床應用提供參考。

1 多孔鎂基支架的制造方法

支架的多孔設計對于保證與人體組織匹配的力學性能和生物相容性十分重要[30,33]。300～500 μm的孔徑、50%～75%的孔隙率被認為符合骨小梁的結構特點且可促進骨向內生長[20,30,34]。因此，理想的制造工藝應能對孔隙特征進行調控。傳統的制造工藝，如熔模鑄造[35]、真空發泡[36]、觸變鑄造[37]和定向凝固[38]，不能滿足需求。近年來，已開發出可控的多孔鎂合金加工工藝，主要包括鈦絲空間支架（titanium wire space holder，TWSH）、與空間支架技術相結合的粉末冶金和選擇性激光熔化（見圖1 和表1）。

表1 3 種多孔鎂基支架制造方式的優缺點Tab.1 Advantages and disadvantages of three fabrication methods for porous magnesium-based scaffolds

圖1 3 種多孔鎂基支架制造方式Fig.1 Three fabrication methods for porous magnesium-based scaffolds

TWSH 的基本原理是使用鈦絲編織的3D 結構作為間隔物，將鎂或其合金與鈦絲一起加工，最后用氫氟酸將鈦絲腐蝕（見圖1a）[39]?？紫秴低ㄟ^調整鈦絲的粗細和形態來控制，可以得到在人體松質骨范圍內的孔徑、孔隙率和力學性能[40]。Cheng 等[41]使用TWSH 方法，制造并比較了兩個孔徑不同（250 μm和400 μm）但孔隙率幾乎相同（54%左右）的多孔鎂支架，兩個支架都表現出良好的細胞相容性和成骨細胞分化，且孔徑較大的支架可以促進早期血管化。

傳統的粉末冶金技術是將金屬粉末壓實并燒結，所得孔隙率取決于粉末顆粒的尺寸和形狀[30]。為了獲得受控的孔隙結構，可將其與空間支架技術相結合（見圖1b）。這與TWSH 技術相似，孔隙的控制取決于作為空間支架的顆粒[42]。CO（NH2）2、NH4HCO3、NaCl、萘、樟腦和聚甲基丙烯酸甲酯（polymethyl methacrylate，PMMA）都可用作鎂支架的空間保持顆粒，但可能會殘留在鎂支架的表面并對支架的力學性能和耐腐蝕性造成影響[30]。Bi等[43]使用上述方法制造了鎂支架，以PMMA 為空間載體，得到的最大孔隙率為40%，抗壓強度為25～170 MPa。Jia 等[44]將鎂粉替換成鎂錠，使用NaCl 作為多孔模板，用鑄造的方式制備了多孔鎂支架，得到了更大的孔徑（200～350 μm）和孔隙率（68.54%～75.14%），但屈服強度僅1.35 MPa 左右。

選擇性激光熔化（selective laser sintering，SLM）是一種增材制造技術，可以直接從金屬粉末中快速制造3D 零件（見圖1c）[45]。SLM 的整個過程在充滿惰性氣體（氬氣）的環境中進行，使用光纖激光源作為能源，根據計算機輔助設計（computer-added design，CAD）文件定義的幾何形狀對粉末層進行選擇性的熔化[45-46]。因此，SLM 可以制造使用傳統技術難以生產的復雜組件[46]。此外，經過SLM 處理的鎂合金表現出更高的耐腐蝕性，這可能得益于SLM 過程中的快速凝固[47-49]。Li 等[33]使用SLM 制造了具有金剛石晶胞結構的WE43 鎂基支架，所得支架表現出良好的力學性能和生物相容性，壓縮模量（700～800 MPa）接近小梁骨的，且在4 周后仍能保持機械完整性。

2 鎂基支架的耐腐蝕優化

鎂基支架較快的降解速率限制了其在醫療領域的應用推廣。在中性環境中，Mg 降解會釋放Mg2+、OH-和H2，導致局部堿化和Mg（OH）2在表面的沉積。釋放的H2和OH-可能對細胞功能產生不利影響、降低植入物的細胞相容性、減少細胞存活率[33,50]。當Mg 腐蝕太快時，可能在局部形成氣穴并導致植入物失效[50]。此外，體液中的Cl-會分解植入物表面的氧化物或氫氧化物層，導致點蝕。為提高鎂基支架的耐腐蝕性，可以添加合金元素或表面改性。

2.1 用于鎂基支架的合金元素

通過添加合金元素，可以顯著提高Mg 的物理、化學和力學性能[51]。合金元素通過優化晶粒尺寸和形成金屬間化合物來改變鎂合金的耐腐蝕性和機械強度[52]。目前，廣泛使用的合金元素有Al、Zn、Ca、Mn、Li 和稀土元素（rare earth element，REE）。其中，Al、Ca 和Li 是輕度毒性元素，某些REE（如Y）為中度毒性元素，Mn 和Zn 為重度毒性元素[53]。Al 具有非常低的密度和硬度，是強度質量比最好的金屬之一，通常用于改善鎂的力學性能和耐腐蝕性能[54]，但有關Al 含量對鋁鎂合金腐蝕行為影響的研究較少[55-56]。此外，Al 是阿爾茨海默病的危險因素，可導致肌肉纖維損傷[57]，因此不建議將鋁鎂合金用于人體[58]。Zn 是人體必備的營養素，且具有良好的降解行為，腐蝕反應較為溫和[59]。鎂鋅種植體在骨和血管組織中表現出優異的生物相容性[60]。Zn 能夠將Fe、Cu 和Ni 等雜質轉化為無害的金屬間化合物，從而降低其腐蝕作用[61]，但過量添加會加速腐蝕[62]。Ca 是人體骨骼的主要成分，鎂鈣合金是最適合構成骨骼礦物相的合金體系，常用于增強生物相容性和力學性能[63]。增加Ca 含量可提高合金的硬度[64]，但會降低其耐腐蝕性[65]。Mg-0.5Ca 合金系統可能是可生物降解骨植入應用的良好候選者[54]。Mn 通常用作鎂合金中的次要元素，可以添加在鎂鋁合金中提高合金的力學性能和耐腐蝕性[66-67]。與Zn 類似，Mn 可以將Fe 和其他雜質轉化為無害的金屬間化合物來提高含鋁鎂合金的耐腐蝕性能[61]，但過量添加Mn 會形成大量含Mn 的金屬間相，產生電偶效應，降低鎂鋁合金的耐腐蝕性[67]。Li 的添加有利于提高耐腐蝕性，而質量分數超過9.0%則會降低耐腐蝕性[68-69]。有研究表明，當Li 質量分數超過5.5%時，合金的顯微組織發生變化，強度下降，塑性增加[70-71]。REE 包括17 種元素，即15 種鑭系元素、Sc 和Y。它們通常作為母合金或硬化劑被添加到鎂合金中，可以通過固溶和沉淀硬化來提高其強度和耐腐蝕性[58]。目前，添加了Y、Nd 和Gd 的WE43 合金已成為非常有限的已實現臨床應用的可生物降解金屬之一[72-73]。

2.2 鎂基支架的表面改性

優化鎂合金的另一種方法是表面改性，即在原本的鎂基支架表面添加涂層。表面涂層根據基材是否參與可分為兩類，轉化涂層和沉積涂層（見表2）。轉化涂層通過鎂基體和涂層溶液之間的化學或電化學反應，在原位形成緊密附著的鎂化合物[74]。相比之下，沉積涂層是在沒有基材參與的情況下異位形成的，其結合強度由涂層與基材或涂層與涂層間相互作用決定[75-76]。沉積涂層主要是無機涂層和聚合物。聚合物除了作為物理屏障外，還可以作為生物活性化合物（例如藥物或骨相關蛋白）的載體，帶來額外的生物功能[74]?？缮锝到獾木酆衔锉砻嫱繉右驯蛔C明是一種直接有效的策略，可以延緩鎂及其合金的快速降解并提高其生物活性[32,77]。

表2 不同涂層對鎂合金的影響Tab.2 Effect of different coatings on magnesium alloys

對于轉化涂層，表面磷酸化被認為可以提高鎂基材料的耐腐蝕性以及表面生物活性[78]。P 是一種營養元素，特別是對于人體骨骼生長而言，因此鎂基材料的表面磷酸化在骨科應用中更有前景[79]。堿處理也可對鎂基材料進行改性形成Mg（OH）2涂層，抑制腐蝕行為[80]。然而，Mg（OH）2易被Cl-攻擊而轉化為高水溶性的MgCl2，因此該涂層不宜在富含Cl-的生理環境中長期使用[79]。與Mg（OH）2相比，MgF2在生理環境中更穩定。然而，形成MgF2所使用的氫氟酸有毒且對環境有害。

對于沉積涂層，磷酸鈣（Ca-P）涂層可以有效延緩鎂合金的初始腐蝕[81]。Ca-P 涂層的成分與天然骨的無機成分相似，具有誘導成骨和骨整合的特性[82]。此外，具有良好的生物相容性和降解性的聚合物，包括天然聚合物和合成聚合物，也已被廣泛研究。應用聚合物涂層所面臨的一個挑戰是鎂基體快速腐蝕導致的聚合物涂層脫落。如，聚乳酸涂層在兩周內可將鎂基支架的腐蝕速率降低1.5 倍，但長期效果幾乎與無涂層樣品相似，這是由于聚乳酸保護層被鎂腐蝕產生的氫氣或被其本身的水解體降解所破壞[83-84]。復合涂層或者多層涂層可以改善這一問題，如在添加聚合物涂層之前，先添加MgF2、Mg（OH）2或HA 涂層[85-87]。此外，復合涂層還可能帶來更好的耐腐蝕性和生物相容性[87]。

3 鎂基支架的結構設計

鎂基支架的結構設計可以影響其機械、降解以及生物學性能，鎂基支架結構包括正交、非參數化晶胞、三周期極小曲面（triply periodic minimal surface，TPMS）、Voronoi、CAD 仿生和編織6 種（見圖2 和表3）。

表3 不同鎂基支架結構的優缺點Tab.3 Advantages and disadvantages of the structure of different magnesium alloy scaffolds

圖2 鎂基支架結構設計示意圖Fig.2 Schematic diagrams of the structure design of magnesium alloy scaffolds

正交結構是最常見的支架結構（見圖2 a），設計簡單且易于制造。然而，正交結構會導致交疊處的應力集中和受力時的逐層塌陷[91-92]。比正交結構更復雜的是非參數晶胞設計，這通常是基于立方體和其他多面體結構設計的，常用的是金剛石晶胞（見圖2b）[93]。這些非參數化的晶胞設計有著比正交結構更好的力學性能，但依然無法避免支柱連接點處的應力集中[94]。

金屬制造技術的發展使更復雜的參數化結構設計的制造成為可能。TPMS 是平均曲率接近于零的3D 周期性表面，具有大的表面積和連續的內部通道（見圖2c）。TPMS 具有的高表面積體積比和高滲透性有助于營養物質傳輸和細胞滲透[95-96]，也有助于增強細胞的粘附、遷移和增殖[97]。此外，與規則的晶格結構支架相比，無限連續的表面和光滑的接縫確保了更少的應力集中和增強的力學性能[98]。TPMS 的形態可以通過隱函數精確控制，包括曲率、孔隙率和孔徑大小[99]。

除了規律的孔隙設計，一些隨機的仿生孔隙設計也引起了研究人員的興趣。Voronoi 設計是由特定體積中的一組點形成的，這些點可以隨機分布，也可以根據應用以特定的方式分布（見圖2d）[100]。通過對細胞規律性和相對密度等參數進行優化，可以得到類似于天然骨的結構[101-102]。另一種仿生天然骨小梁設計的方法是CAD 建模（見圖2e）[89,103]。然而，這兩種仿生設計結構的力學性能均未超過TPMS 設計的力學性能，且隨機生成的較細的支柱可能導致較高的斷裂風險[89,102-103]。

近年來，在結構設計方面也有新的探索。一種是通過編織控制孔隙（見圖2f），編織的結構能提供優異的延展性和韌性?？上У氖?，這種支架的力學性能較差，不在松質骨范圍內[18]。此外，在基本設計的基礎上，目前也有梯度設計和混合設計。例如，Shi 等[104]的研究證明，梯度設計可以降低應力屏蔽，Fousová等[105]則證明了分層梯度支架比均勻的多孔結構支架具有更好的力學性能。Yue等[102]設計的兩種TPMS 的混合結構也表現出良好的力學性能和壓縮時均勻的應力分布。

4 鎂基支架的力學性能

作為軟骨下骨層的鎂基支架需承擔重要的機械傳導任務。制造工藝、合金組成、孔隙以及結構設計，都會影響支架的力學表現（見表4）。

表4 制造工藝、合金組成、孔隙以及結構設計對鎂基支架力學性能的影響Tab.4 Influence of manufacturing process,alloy composition,porosity and structural design on the mechanical properties of magnesium-based scaffolds

制造工藝本身的缺陷可能會影響力學性能。例如，在由與空間支架技術相結合的粉末冶金制造的支架中，可以觀察到兩種孔，一種是占位材料留下的孔，一種是由制造過程中不完全壓實產生的小孔。這種小孔會影響力學性能，應通過優化制造過程和調整合金顆粒的大小和形狀來減少[106]。相比之下，SLM 生產的鎂及其合金由于高冷卻速率和快速凝固而具有細化的晶粒，因此也表現出更高的硬度[46,107-108]。

鎂基支架的組成也會影響其力學性能。適量添加合金元素（如Al、Zn、Ca、Mn 和REE）可以優化力學性能。此外，在鎂復合材料支架中，力學性能的增強得益于其他材料顆粒的摻入[109-110]。

孔隙對抗壓強度的影響是復雜的，孔徑、孔隙率和支柱厚度共同影響著支架的力學性能。一些研究顯示出隨孔隙率或孔徑增加而力學性能降低[111]，但在另一些研究中的結論是相反的[41]，這與支柱部分的不同厚度有關。此外，支架的結構設計也會影響力學性能，與其他常見的結構相比，TPMS 被證明有著更好的應力分布和壓縮強度[89]。

5 鎂基支架的降解行為

考慮到人體的自然骨愈合機制，可降解支架應為缺損部位提供12～24 周的機械支撐，并在1～2年內完全降解[112-113]。

5.1 體外降解

鎂基支架的體外腐蝕模式可以通過失重法、析氫速率、pH 變化和電化學測試來評估。腐蝕過程中的微觀結構改變可以通過X 射線計算機斷層掃描（X-ray computed tomography，XCT）評估[88]。體外腐蝕測試常用靜態磷酸鹽緩沖鹽水（phosphatebuffered saline，PBS）[42]。此外，也有研究者提出了其他符合體內環境的溶液供選擇。例如，Zainal 等[114]使用碳酸氫鹽緩沖Hank 溶液模擬人體血液環境，將樣本浸泡7～14 d，得到的體外腐蝕速率與體內相似。

對于體外腐蝕行為的測定時長尚沒有統一的規定，一些研究中只探索了浸泡24 h 后或幾天內的腐蝕情況[42]，而在另一些研究中這個時間超過兩個月[88]。用于軟骨修復的支架應保證兩個月的機械完整性，然后快速降解，以允許營養運輸和細胞長入[20]。因此，有必要進行長時間的腐蝕性研究。鎂基支架在體外的腐蝕行為隨時間而改變。Wang 等[89]的研究表明，Mg-Nd-Zn-Zr 鎂基支架腐蝕所釋放的Mg2+在前3 d 內迅速增加，并在第7 d 開始下降。

鎂合金的體外降解行為會影響支架的力學性能和生物學性能。Hedayati 等[116]對多孔鎂基支架的腐蝕行為以及力學性能進行了研究。結果表明，腐蝕造成的礦物沉積會對支架的力學性能產生影響，導致短期內（6～12 h）彈性模量增加。此外，有研究表明，Mg 降解導致在其表面產生Ca-P 沉淀，可誘導骨傳導，增強成骨細胞反應和細胞生長[30]。Mg 降解產生的局部堿性微環境還可以使鎂基支架在體外和體內均表現出抗菌作用[49]。

5.2 體內降解

為了實現最佳的軟骨組織修復，植入后前兩個月的機械穩定性至關重要。如果合金在體內降解太快，則無法在支架上完成充分的軟骨修復[117]。

現階段的體外腐蝕測試無法完全模擬植入物在人體內的腐蝕行為[118]。Witte 等[119]使用ASTM標準體外腐蝕試驗對比了鑄造鎂合金LAE442 和AZ91D 的體內和體外腐蝕速率，發現體內測試獲得的腐蝕速率比體外測試獲得的腐蝕速率小大約4 個數量級；此外，兩種鎂合金體外腐蝕試驗得到的腐蝕速率趨勢與體內試驗得到的腐蝕速率趨勢相反。這可能是因為體內體外的環境不同，如體內動態變化的電解質[120]、新骨長入對局部電化學條件的改變[121]、術后降低的pH、與體外相比含量較低的Cl-[120]、以及粘附在植入物表面的蛋白質[119,122]。

5.3 孔隙和載荷對降解的影響

一般來說，鎂支架的降解行為取決于其多孔結構、成分、微觀結構和表面條件[30]?？捉Y構以及其他因素對腐蝕的影響如表5 所示。通常認為，多孔支架的耐腐蝕性與其孔隙率呈負相關。因為孔隙率更大的支架往往具有更多的連接面積和更好的溶液運輸條件，從而加快了化學反應的速率[123]。在孔隙率相同時，耐腐蝕性與孔隙的結構有關[89]，但與孔徑的關系不大[41,111]。Jia 等[124]比較了具有球形孔和不規則多面體孔的兩種支架之間的降解速率，在兩種支架中觀察到了類似的降解模式，即外部和內部孔支柱之間不同的沉積速率。與具有多邊形孔支柱的支架相比，球形孔支架中的凸孔支柱幾何形狀減小了局部厚度。因此，它的降解速率相對較高。支架結構與腐蝕之間的關系表明，精確控制支架結構，可以一定程度上實現對支架降解速率的控制。除了支架本身的設計對降解的影響，原位載荷也會加速降解[88]。這可能是由于載荷的加載形成了疲勞微裂紋，破壞了局部涂層。

表5 孔隙、結構、載荷對鎂基金支架降解行為的影響Tab.5 Effect of porosity,structure and load on the degradation behaviour of magnesium-based scaffolds

6 鎂基支架的生物學特性

6.1 體外評價

6.1.1 生物相容性

鎂基支架需要特殊的細胞毒性測試。新開發材料的毒性測試通常通過IOS: 10 993-5 和10 993:12進行，包括基于提取物的測定、直接接觸和間接接觸以研究細胞—支架相互作用。然而，對于未經處理的多孔鎂基支架來說，由于其初始快速降解，這些測試方法可能不適合。降解導致的高濃度鎂提取物、高滲透壓和高pH，都可能在體外導致細胞死亡[126]。而在人體中，這種高濃度的局部產物會由代謝運輸過程調節。因此，可以使用生物反應器來模擬體內情況[20]，或者使用基于發光（BrdU）的細胞毒性測定，因為該測定不會受鎂支架腐蝕的干擾[127]。此外，另一種被廣泛使用的方法是使用稀釋條件下的提取物進行測定[128-129]。為了更好地模擬體內情況，建議使用10 倍的提取比[130-131]。根據Dong 等[129]的研究結果，在10% Mg-Zn 提取物中培養3 d 的細胞形成匯合層，并顯示出具有發達的應力纖維的鋪展形態，然而，在50% Mg-Zn 提取物中只能觀察到少數擴散的細胞，在100% Mg-Zn 提取物中，幾乎沒有任何細胞。

在對鎂基支架的直接細胞培養中，Dong 等[129]的實驗顯示出前成骨細胞MC3T3-E1 在Mg-Zn 支架支柱上的良好粘附和均勻分布（培養3 d 后），與在Ti-6Al-4V 支架上生長的細胞相比，在鎂基支架上生長的細胞擴散程度較小。Li 等[33]在實驗中觀察到類似的結果，在WE43 支架上接種的人成骨細胞樣細胞系MG-63 比在Ti-6Al-4V 支架上接種的細胞形態更加濃縮。然而，Li 等[33]發現，與WE43相比，Ti-6Al-4V 支架表現出更有效的細胞粘附，在WE43 支架上觀察到了更多的細胞死亡，在接種24 h 后，只能檢測到很少的活細胞（見圖3a）。這種差異可能是由不同的細胞選擇、培養時間和合金成分引起的。此外，有研究[124]表明，鎂基支架的3D 多孔結構也會對細胞粘附產生影響，與具有球形孔的支架相比，由于具有更高的比表面積，具有不規則孔的支架上的初始細胞附著數量更多（接種6 h 后）（見圖3b）。

圖3 鎂基支架的體外生物相容性和體外成骨。Fig.3 In vitro biocompatibility and in vitro osteogenesis of magnesium-based scaffolds

6.1.2 體外成骨

一些特定的基因或蛋白在骨組織的生長發育過程中起著重要作用，包括成骨標志物核心結合因子（RUNX2）、成骨相關轉錄因子（osterix，Osx）、骨鈣素（osteocalcin，OC）和堿性磷酸酶（alkaline phosphatase，ALP）等，鎂通過調節參與間充質干細胞成骨分化各階段的基因和蛋白的表達來促進成骨[133]。研究中常用ALP 活性的染色結果來評估鎂基支架的體外成骨能力[132,134]（見圖3c）。

目前，鎂基支架降解所釋放的Mg2+對骨髓干細胞（mesenchymal stem cell，MSC）的調節機制尚不完全清楚?，F有的研究涉及Notch 信號通路[135]，PI3K/AKT 信號通路[136]，MAPK/ERK 信號通路[137]，以及TRPM7/PI3K 信號通路[138]。此外，鎂基支架降解所釋放的OH-也在MSCs 的成骨分化中發揮作用。隨著培養基pH 的升高，骨橋蛋白（osteopontin，OPN）的表達逐漸增加，而成骨分化相關基因在pH 8.5 時開始逐漸減少[139]。

不同濃度的Mg2+可以通過調控自噬來影響骨分化。自噬是一種高度保守的分解代謝過程，抑制自噬會抑制骨基質的礦化，導致骨重塑能力減弱[140]。高濃度（1.0 mmol/L）的Mg2+可通過減弱自噬活性來抑制成骨分化[141]。低濃度（0.1 mmol/L）的Mg2+可以增強自噬水平，促進MSC 的成骨分化[142]。然而，也有研究表明，Mg2+的濃度≤10.3 mmol/L 的鎂支架不會抑制MSCs 的活性和成骨分化[132]。目前，只有少數研究探討了鎂生物醫學材料或Mg2+對MSCs 的調節作用，缺乏廣泛的共識。因此，需進一步研究有關Mg2+參與成骨分化的機制。

6.2 體內評價

宿主組織與支架的相互作用、支架的降解、新形成組織的向內生長、新血管生成和炎癥反應是支架設計所應考慮的因素。在支架植入后的前兩周，其主要特征是宿主炎癥反應的啟動和發展。隨后是支架的降解和新血管生成。最后，支架失去其完整性和力學性能，被新形成的纖維組織取代[20]。

6.2.1 炎癥反應

低濃度的Mg2+可能具有抗炎作用。據報道，在培養液中添加5 mmol/L 的Mg2+，可降低LPS 和IFN-γ 刺激的巨噬細胞中TNF-α、IL-6 和IL-1β 的mRNA 表達[143]。此外，低鎂血癥可促進慢性低度炎癥，導致TNF-α 和IL-6 水平升高[144-145]。

相反地，高濃度的Mg2+通過誘導NO 的合成，可促進炎癥反應[146-148]。根據Xie 等[149]的研究，鎂基植入物快速降解所導致的Mg2+高濃度顯示了促炎反應的上調，上調了TNF 信號通路，增加了體外促炎M1 表型的比例，導致巨噬細胞的吞噬能力增強。

鎂基植入物引起的過度激活的炎癥反應可能會對骨修復產生負面影響[149]。然而，Witte 等[150-151]認為，即使是快速降解的鎂基支架也表現出良好的生物相容性，在體內具有適當的炎癥宿主反應。他們將鎂合金AZ91D 制成的開孔支架植入家兔股骨遠端髁中，并在3 個月后進行了組織學分析，鎂基支架已經很大程度上降解，纖維囊包圍了手術部位，沒有對其鄰近組織造成明顯傷害。在Cheng 等[41]的研究中，具有較大孔徑的鎂基支架與具有較小孔徑的鎂基支架相比，引發了更嚴重的炎癥反應，但也誘導了更多的成骨和血管化。此外，鎂支架降解釋放的Mg2+引起的炎癥反應還具有消除細菌感染的潛力[149]。研究表明[152-153]，高Mg2+培養的RAW 264.7 細胞中TNF-α 和iNOS 的濃度顯著增加，誘導型iNOS 產生高水平的NO，而NO 對感染性關節炎的細菌清除至關重要，缺乏iNOS 的小鼠更易受細菌感染。

6.2.2 成骨和血管化

鎂基支架具有優異的力學性能和骨整合能力，可誘導形成更成熟的骨[150,154-155]。高Mg2+濃度可能會導致骨細胞活化[156]。有研究表明，即使鎂合金具有較快的降解速率，也不會對周圍的軟骨組織造成負面影響，并且可在降解植入物的邊緣觀察到新骨形成[117]。von Kossa 染色可在降解鎂支架附近顯示檢測到的生物礦化骨體積，與自體骨移植相比，鎂支架附近的骨生長密度更高且具有顯著差異，這可能是因為降解鎂支架附近的成骨細胞和破骨細胞活性增加，導致了更成熟的骨結構的形成[150,154]。此外，與自體骨移植相比，在鎂支架植入組觀察到小梁分離減少和小梁數量增加[150,154]。

孔徑及其在支架內的互連性對于血管向內生長至關重要，更大的孔徑會導致更多炎癥反應，促進血管化和成骨[157]，因為植入部位代謝活躍的成骨細胞需要充足的O2、必需元素和營養物質的供應[41]。根據Cheng 等[41]的研究，在相同孔隙率下，孔徑較大（387 μm）的支架可以促進早期血管化，上調I 型膠原和OPN 表達，從而導致更高的骨量和更成熟的骨形成，但背后的機制尚不完全清楚。

7 結論

近年來，多孔可降解鎂基支架在組織工程領域引起了廣泛關注。鎂及其合金因其生物相容性、可降解性、顯著的骨整合和接近人體骨的力學性能，已成為可降解多孔支架有希望的候選者，適用于軟骨下骨缺損的修復。目前，TWSH、與空間支架技術相結合的粉末冶金和選擇性激光熔化都是可以調控孔隙特征的制造方式。然而，鎂及其合金的精確加工仍是挑戰，需要開發更安全簡易可控的加工方式。CAD 的使用豐富了支架的結構設計，也對制造精度有了更高的要求。鎂基支架的另一個挑戰是較快的降解速率。盡管已經有大量文獻研究了鎂及其合金的體外和體內降解行為，并嘗試通過添加合金元素和表面涂層的方式來減緩降解，但仍未實現在體內保持12～24 周機械完整性的目標，還需要進一步的研究。將合金和涂層研究，與支架的參數化結構設計相結合，實現降解行為可控的支架開發。此外，研究人員目前對鎂基支架促進成骨的調節機制尚不完全清楚，只有少數研究探討了鎂生物醫學材料或Mg2+對MSCs 的調節作用，缺乏廣泛的共識。因此，需要進行更多有關Mg2+參與成骨分化機制的研究。