可降解镁基金属生物材料在骨科领域的新进展

摘要

镁（Mg）及其合金凭借优异的生物力学性能和卓越的成骨活性，在骨折与骨缺损修复中的生物相容性及治疗效果已得到广泛研究。然而，关于其在感染、骨折、关节炎及肿瘤相关骨缺损等临床骨科病变中的作用与应用，目前尚缺乏系统性的综述与探讨。本综述系统梳理了骨科植入物在骨折、细菌感染、软骨损伤及骨肿瘤等不同病理条件下的性能要求，全面分析了镁基材料的优势、加工设计方法以及在各类骨科场景中的具体应用研究，进而阐述了其在骨科领域的发展趋势与现存挑战。本文综合阐明了镁基生物材料的最新研究进展，涵盖合金成分设计创新、加工技术、表面改性技术，以及在协同抗菌、促进免疫-神经血管偶联成骨方面的前沿研究。基于对多种骨科疾病的科学与临床研究，本综述提出：镁基植入物在骨形成与修复过程中具备良好的生物安全性与理想的生物活性效果，有望为其在骨科领域的临床应用提供理论支撑与方向指导。

New Advances of Degradable Magnesium‐Based Metal Biomaterials in the Field of Orthopedics - Yu - Rare Metals - Wiley Online Library

1 引言

随着人口老龄化进程加快及社会经济发展，由运动损伤、交通事故和疾病引发的骨折与骨缺损患者数量逐年递增，导致硬组织修复、固定及填充用生物材料的需求持续攀升[1]。骨组织作为一种具有动态重塑能力的硬组织，在一定尺寸范围内可实现自我修复与再生，骨折愈合和韧带损伤修复过程均体现了这一特性。但传统植入物在组织修复愈合后或材料失效前需通过二次手术取出，不仅给患者带来身心痛苦，也加重了患者与医疗系统的经济负担。对于创伤、肿瘤切除或感染导致的大面积骨缺损，骨组织的自我修复能力往往不足以完成缺损修复，必须通过植入骨替代材料进行治疗。自体骨移植作为骨缺损修复的金标准，虽治疗效果显著，但其临床广泛应用却受限于供区骨量不足及潜在的供区相关并发症[2]。因此，研发适宜的骨替代生物材料具有重要的临床意义与研究价值。

镁及其合金因具备匹配的力学性能与骨诱导活性，在骨科植入物领域的研究已逾百年。作为新一代骨植入材料，镁及其合金的弹性模量与密度与人体骨骼接近，可有效缓解应力遮挡效应，同时为骨缺损与骨折部位提供理想的力学支撑。

与钛（Ti）及其合金、钴铬合金（Co-Cr）、聚醚醚酮（PEEK）等传统非降解植入物不同，可降解镁基材料在完成力学支撑功能后可在体内降解，无需二次手术取出，从而减轻患者痛苦并降低医疗成本[3-5]。在开放性骨折或术中/术后操作不当引发的植入物周围细菌感染、肿瘤切除术后假体置换部位肿瘤复发、材料植入诱发的异物反应等特定临床场景中，镁基植入材料不仅可提供力学支撑，其降解产物（Mg²⁺、OH⁻及H₂）还能发挥关键生物学作用。这些降解产物在酶激活、蛋白质合成、细胞膜电位维持及直接促进成骨分化等方面具有重要功能，同时可通过免疫调节间接调控骨再生、促进神经血管重建，此外还具备强效的抗炎抗氧化活性，能够抑制细菌黏附、定植与生物膜形成，并发挥抗肿瘤作用[6,7]。然而，由于镁合金的标准电极电位较低，极易发生各类腐蚀且腐蚀速率过快，难以实现降解速度的精准调控，导致材料力学性能过早丧失。同时，降解产物的快速大量累积会干扰细胞代谢进程，延缓组织愈合与新骨再生，从而限制了镁合金在骨植入物领域的应用[8,9]。自20世纪70年代起，随着镁纯化技术、合金铸造工艺、3D打印等新型加工技术以及阳极氧化、氟化物转化涂层等表面改性方法的不断进步，镁基植入物的抗腐蚀性能得到显著提升[10,14-18]。

图1 医用镁合金在人体中的应用示意图

注：骨科加压螺钉（引自文献[12]，2022年，经作者许可转载）；颅骨修复材料（引自文献[13]，2024年，经爱思唯尔公司许可转载）；骨螺钉（引自文献[5]，2020年，经威利公司许可转载）；（引自文献[14]，2018年，经作者许可转载）；前交叉韧带（ACL）修复材料（引自文献[15]，2016年，经威利公司许可转载）；冠脉支架（引自文献[16]，2022年，经爱思唯尔公司许可转载）；缝合锚钉（引自文献[17]，2023年，经作者许可转载）；带血管蒂骨瓣固定材料（引自文献[18]，2016年，经作者许可转载）

目前，针对骨缺损修复与固定用镁基植入物的研究主要聚焦于材料的力学性能、降解特性及成骨潜能，而关于其其他性能与应用的综合性综述相对匮乏。本综述综合探讨了镁基生物材料作为骨缺损与骨折修复填充及固定材料的多方面作用，涵盖了不同病因及复杂体内微环境下的应用场景，深入分析了其直接成骨、破骨细胞抑制、免疫调节、神经血管偶联介导的骨整合、软骨再生、抗肿瘤及抗菌等生物学功能。

本综述基于Web of Science核心合集数据库检索的文献，系统梳理了近五年（2020年至今）镁基生物材料在骨科领域的应用与研究进展（包括填充与固定应用）。从材料科学角度及各类骨科疾病临床治疗的生物学功能需求出发，本文围绕抗菌性能、成骨分化（包括直接成骨、免疫介导成骨、神经血管偶联成骨及软骨修复）及肿瘤抑制等核心功能展开论述，并针对旨在提升镁合金力学性能、调控降解速率并赋予其特定生物学功能的金属加工、制备及表面改性技术的最新研究进展进行了针对性分析与探讨。本综述的研究结果为镁基植入物在骨科领域的临床应用奠定了理论基础，并提供了相应的设计策略。

2 临床需求及镁基植入物的优势与局限性

2.1 力学支撑

随着人口增长与老龄化加剧，骨折、骨质疏松、骨肿瘤等骨科疾病的发病率逐年上升，骨植入物的市场需求也随之急剧增加。根据应用场景与功能的不同，骨植入物可分为组织工程支架、骨折固定器械及肿瘤假体置换材料三大类。骨组织工程支架是一类用于促进骨组织再生修复的生物材料，通常具有三维多孔结构，通过模拟骨组织生长的天然微环境，为成骨细胞的生长与增殖提供结构支撑，进而促进骨缺损部位的修复与再生[19,20]。临床随访研究表明，骨科手术后通常需要至少14周的时间才能实现组织完全愈合。在此关键时期，创面部位易受多种因素干扰，尤其是机械应力的影响，会严重阻碍骨组织再生。因此，临床上通常需要采用内固定或外固定器械来稳定受损骨结构，防止出现移位或进一步组织损伤等继发性并发症[21]。骨折固定器械是用于稳定骨折断端并实现精准复位的材料，通过对骨折部位施加压应力与应变，促进骨折愈合进程[22]。临床上常用的骨折固定器械主要包括接骨板、螺钉及髓内钉等（见表1）[23]。不同功能的骨植入物具有不同的技术指标要求，所有临床应用的骨植入物均需具备足够的力学强度、抗疲劳性能与耐磨性能，以实现骨折部位的有效结构支撑；同时还需具备优良的生物相容性，为骨组织再生营造适宜的微环境，促进骨修复进程[24,25]。传统骨植入材料主要包括金属材料（如不锈钢、钛合金）、高分子材料（如聚乳酸（PLA）、聚酯类材料）及陶瓷材料（如羟基磷灰石（HA）、磷酸三钙（TCP））[26-28]。不锈钢、钛合金、钴铬合金等非降解金属材料的弹性模量与骨组织存在显著差异，易引发应力遮挡效应，阻碍骨愈合进程；长期植入后，材料可能因腐蚀与磨损释放有毒金属离子，进而诱发机体炎症反应[29]。这就需要通过二次手术取出或更换植入物，给患者造成额外创伤。高分子材料的力学强度不足，难以有效支撑骨组织，且其酸性降解产物可能在体内引发炎症反应[30]。陶瓷材料则具有脆性高、易断裂、加工难度大等缺点[31,32]。因此，临床上亟需研发能够同时满足力学支撑与可降解需求的新型骨科植入材料。

表1 不同骨折部位适用的内固定方式[23]

| 骨折部位 | 内固定器械 |

| ---- | ---- |

| 头部 | 颅骨骨折：钢丝、骨针、接骨板<br>颅颌面骨折：钢丝、螺钉、接骨板 |

| 躯干 | 锁骨骨折：髓内钉、接骨板<br>肩胛骨骨折：螺钉、接骨板<br>骨盆骨折：螺钉、接骨板、外固定架<br>脊柱骨折：由椎弓根螺钉、连接杆及接骨板组成的固定系统 |

| 上肢骨折 | 肱骨骨折：切开复位接骨板螺钉内固定/闭合复位髓内钉内固定<br>桡尺骨骨折：切开复位接骨板螺钉内固定/闭合复位髓内钉内固定<br>掌骨与指骨骨折：闭合复位外固定架固定、切开复位髓内钉/螺钉/接骨板固定 |

| 下肢骨折 | 股骨骨折：切开复位接骨板螺钉内固定/闭合复位髓内钉内固定<br>胫腓骨骨折：切开复位接骨板螺钉内固定、髓内钉内固定<br>跖骨骨折：切开复位接骨板螺钉内固定、髓内钉内固定<br>跟骨骨折：闭合复位螺钉或钢丝固定 |

镁合金的密度为1.75~1.85 g/cm³，与人体皮质骨密度（约1.75 g/cm³）接近。镁是人体必需的微量元素，是继钙（Ca）、钠（Na）、钾（K）之后人体内含量第四的阳离子[33]。相较于上述传统生物材料，镁基材料具有以下显著优势：（1）力学性能匹配度高：镁合金的弹性模量为41~45 GPa，抗压屈服强度为65~100 MPa，与人体骨骼的力学性能（弹性模量3~30 GPa，抗压屈服强度100~130 MPa）接近[34]；其断裂强度与抗压屈服强度虽低于钛合金与铬镍（Cr-Ni）合金，但却是高分子材料的3~16倍[35]。（2）生物相容性优良，可促进细胞黏附与增殖[36]。（3）可降解性优异：镁合金腐蚀电位低、降解速率快，可在体内完全生物降解，无需二次手术取出；其降解产物（Mg²⁺、Mg(OH)₂、H₂）生物相容性良好，无毒性风险[7]。值得注意的是，如本文2.2节所述，这些降解产物可通过直接成骨、免疫调节、神经血管生成等多种途径促进骨再生，并发挥抗菌与抗肿瘤作用[37-42]。自1933年起，越来越多的研究者致力于开发满足临床固定需求的镁基植入物，镁铝锰（Mg-Al-Mn）合金、镁铝合金、镁钙合金等已被应用于骨折内固定的临床研究。研究发现，这些可降解镁合金能够中和组织周围的酸性微环境，刺激成骨组织形成，加速骨愈合进程，同时有效减轻植入后的应力遮挡效应[43]。因此，镁及其合金被誉为下一代骨植入用生物医用金属材料。

然而，作为植入材料，纯镁的腐蚀速率过快，难以满足骨修复材料术后维持生物力学完整性至少12周的临床要求，尤其是在骨愈合早期（包括炎症期与软痂形成期），局部力学载荷作用下材料的力学性能衰减更为显著[5,44,45]。此外，降解过程中产生的大量氢气可能引发炎症反应与不良刺激，阻碍骨整合进程[46]。因此，镁基植入物的降解行为需进行优化，以实现与骨折愈合进程的同步匹配。同时，其力学强度仍不足以满足承重骨骼部位的初期结构支撑需求。例如，已有研究表明，镁银（Mg-Ag）合金髓内钉可有效稳定长骨骨折，且不会对内脏器官造成病理性损伤；但与不锈钢植入物的对比分析发现，镁银合金髓内钉降解会导致长骨形态异常，表现为骨髓腔直径扩张超过70%，骨密度相对降低，且这些差异在植入133天后仍持续存在。因此，开发适用于高承重骨骼部位的镁基植入物是其临床应用亟待解决的关键挑战之一[47-49]。目前，用于提升镁合金抗腐蚀性能与力学支撑能力的常用技术包括合金化改性与表面改性，如微弧氧化（MAO）、离子注入、溶胶-凝胶法、氟化物涂层及高分子涂层等[50,51]，相关内容将在本文第3节中详细论述。镁及其合金作为骨植入材料的生物学功能分类详见表2，后续2.2、2.3、2.4节将进一步阐述镁及其合金在骨折修复与骨缺损治疗中的多样化应用需求。

表2 镁合金的功能与应用

| 作用 | 应用场景 | 镁合金特性 | 参考文献 |

| | | 优势 | 劣势 |

| 力学支撑 | 组织工程支架、骨折固定 | 密度、弹性模量、强度与骨骼接近；可降解 | 降解速率过快，导致材料支撑性能过早丧失 | [7, 34, 47-49] |

| 抗菌 | 组织工程支架、骨折固定 | 提升局部pH值以杀灭细菌；提高渗透压裂解细菌；诱导活性氧生成清除细菌 | 腐蚀产物易促进细菌黏附；细菌代谢会加速镁合金腐蚀 | [52-57] |

| 促成骨 | 组织工程支架、骨折固定 | 促进骨髓间充质干细胞迁移、黏附与分化；抑制破骨细胞分化<br>促进巨噬细胞向M2型极化，抑制M1型极化；上调抗炎因子表达，下调促炎因子表达；激活TRPM7、SMAD及PI3K-AKT信号通路 | 腐蚀速率超过骨修复速率，无法提供充足力学支撑；高浓度腐蚀产物存在潜在毒性 | [58-65] |

| 神经血管调控 | 组织工程支架 | 促进血管生成；通过神经调控骨修复进程；推动骨骼系统内神经血管重建 | - | [66-68] |

| 抗肿瘤 | 肿瘤相关骨缺损修复 | 调控肿瘤微环境；清除活性氧以减轻氧化应激损伤；破坏肿瘤细胞线粒体功能；调节机体免疫；可负载药物与细胞因子 | 肿瘤微环境的酸性条件会加速材料降解；单一支架难以彻底清除残余肿瘤细胞；腐蚀产物累积易引发炎症反应 | [69-71] |

2.2 抗菌性能

手术部位感染（SSIs）是一类严重的术后并发症。据统计，全球骨科手术的感染风险为2%~5%，每年约有16万~30万患者发生手术部位感染，造成的经济损失超35亿美元[72]。除手术操作与手术环境的影响外，硬组织植入生物材料的应用也提高了手术部位感染的发生率，且感染率呈持续上升趋势。自20世纪70年代以来，开放性骨折的感染率持续攀升至5%~33%，关节置换手术的感染率也上升至1%~4%，其中以金黄色葡萄球菌感染最为常见[73]。微生物感染会损伤周围组织，引发血管化不良、骨丢失、植入物松动、移位乃至脱位，严重时甚至可导致患者瘫痪或死亡，显著影响植入材料的治疗效果[74]。

骨植入材料的细菌感染通常分为两个阶段：首先，细菌细胞与植入物表面发生快速且可逆的初始吸附；随后，细菌表面结构（菌毛或纤毛）上的蛋白质与植入材料表面形成不可逆的特异性或非特异性结合，最终形成成熟的生物膜。因此，抑制细菌黏附与清除已黏附细菌是解决植入材料细菌感染问题的关键。目前临床上治疗植入物感染仍依赖全身性抗生素，但抗生素的滥用已导致多重耐药菌在全球范围内扩散[75]。由此可见，研发快速、高效、无创的细菌清除方法迫在眉睫。

研究首次发现，镁及其合金在细菌培养液中降解时会使环境pH值升高，进而发挥抗菌作用，这一特性对其生物医学应用具有重要意义[52, 53]。研究表明，镁基植入物在降解过程中会释放大量镁离子（Mg²⁺）、氢氧根离子（OH⁻）与氢气（H₂），并通过多种途径实现抗菌活性：氢氧根离子可碱化细菌代谢产生的酸性微环境（细菌代谢环境pH值约为5.5）；镁离子浓度升高会产生较高渗透压，裂解并杀灭细菌[54, 55]；氢气会破坏细菌的氧化还原稳态，诱导胞内活性氧（ROS）生成，进而造成细菌DNA损伤，最终导致细菌死亡[56]。

尽管镁及其合金（如AZ31、AZ91合金）对大肠杆菌、铜绿假单胞菌、金黄色葡萄球菌等常见致病菌具有强效抗菌活性，效果可与氟喹诺酮类抗生素媲美，但其体内植入后的抗菌效能却显著下降。造成这一现象的主要原因有两点：一方面，在人体体液环境中，镁及其合金会受到蛋白质的保护，其体内降解速率远低于体外，无法维持持续的高pH环境以实现长效抑菌；另一方面，镁合金表面沉积的腐蚀产物会为细菌黏附提供有利位点。动物体内研究证实，即便镁合金在体外表现出良好的抗菌性能，植入体内后仍难以有效抑制细菌增殖[57]。此外，细菌代谢产物累积形成的酸性微环境会加速镁基材料的降解，导致其力学支撑性能过早丧失，且材料的腐蚀速率与细菌浓度呈正相关[76]。

在骨植入材料表面构建抗菌涂层，使其兼具抑制细菌黏附与主动杀菌的功能，已成为科研人员的研究重点。目前，提升材料抗菌性能的主要策略包括以下三类：（1）制备可释放抗菌剂的涂层（如抗生素、银离子、铜离子、洗必泰、抗菌肽等），该方法可有效抑制细菌感染，但需警惕抗菌剂的潜在毒性，部分抗菌剂甚至可能抑制骨整合进程[77, 78]；（2）采用接触抑菌型抗菌涂层（如阳离子聚合物、季铵盐、物理穿刺型涂层）与抗黏附涂层（如聚乙二醇涂层）抑制细菌活性[79]；（3）利用内源性或外源性刺激（包括激光照射、超声、电场、磁场）触发材料产生活性自由基，实现“刺激响应型”抗菌治疗，例如沸石咪唑酯骨架材料（ZIF-8）、MXene材料等[75, 80, 81]。因此，在镁合金中掺入抗菌元素或制备表面抗菌涂层，以同步提升镁基植入物的抗腐蚀性能与抗菌性能，具有重要的研究意义。

2.3 镁基材料的骨再生特性、机制及功能

2.3.1 骨组织的生物学特性及镁基材料对成骨分化的直接促进作用

骨组织是一种矿化结缔组织，主要由成骨细胞、骨衬里细胞、骨细胞与破骨细胞四类细胞组成，且始终处于修复与重塑的动态过程中。骨修复与重塑是一个高度复杂的过程，通过三个连续阶段实现旧骨向新骨的替换：（1）破骨细胞介导的骨吸收阶段；（2）骨吸收向新骨形成的过渡阶段；（3）成骨细胞分化并形成骨组织的阶段。尽管骨整合周期会因解剖部位与植入材料的不同而存在显著差异，但通常为3~12个月。正常的骨修复与重塑是骨折愈合、骨骼适应力学载荷以及维持钙稳态的必要条件，也是骨组织具备小范围、轻度骨缺损自我修复能力的基础[82]。而对于大范围骨缺损与严重骨折，骨组织的自我修复能力则难以满足修复需求。

目前，骨折、韧带断裂等疾病的治疗均需进行骨折固定，固定方式分为内固定与外固定两类。外固定通常采用夹板、石膏绷带、外固定支架等器械，内固定则以接骨板、螺钉、髓内钉等为主[83]。临床上，骨折固定器械的作用是为骨折部位提供刚性固定与精准复位，同时通过对骨折端施加压应力与应变，刺激骨折愈合[22]。内固定器械需植入人体，因此需要具备良好生物相容性的适宜生物材料来促进骨愈合进程。当骨骼因外伤或疾病（如肿瘤、大范围骨缺损）遭受严重损伤时，仅依靠自身修复难以恢复正常功能，必须借助外部干预手段。自体骨移植是临床治疗的“金标准”，但存在供体来源有限的问题，且可能对患者造成二次损伤。同种异体骨作为替代骨移植材料，虽具有良好的成骨与骨诱导能力，却受限于器官捐献不足与免疫相关并发症。骨组织工程作为一种极具潜力的替代方案，可用于填充骨缺损，避免不必要的手术与并发症。理想的骨组织工程支架需满足以下条件：为缺损部位提供力学支撑、具备良好生物相容性、孔隙尺寸与正常骨单位相当（平均约223 μm）、保持适宜的孔隙率。这些特性是促进细胞黏附、增殖与成骨分化的关键。因此，研发适用于骨折固定与骨缺损重建的生物材料，是骨科领域的重要研究方向。

镁是人体必需的微量元素之一，参与机体多种生理代谢过程。人体内约60%的镁储存于骨基质中，镁缺乏与骨质疏松症密切相关，临床研究已证实补充镁元素对骨质疏松患者具有积极作用[66]。与惰性金属生物材料不同，镁基植入物对骨修复具有显著的促进作用，其机制为通过调控Ptch蛋白活性，激活Hedgehog-替代性Wnt信号通路，进而促进牵张成骨、加速骨折愈合[84]。

除了提供2.1节所述的力学支撑外，镁在生理环境中具有较强的电化学活性，其降解过程会在骨折与骨缺损部位周围形成富含镁离子（Mg²⁺）、氢氧根离子（OH⁻）与氢气（H₂）的骨修复微环境[42]。研究表明，镁基骨植入物在人体内释放的镁离子有效浓度范围为2.5~10 mM，且镁离子以浓度依赖的方式调控骨再生与重塑（见图2）：当细胞外镁离子浓度较低时（0.1 mM），会抑制骨髓间充质干细胞（BMSCs）的增殖与分化；而浓度在2.5~10 mM时，则可显著诱导该干细胞向成骨方向分化[35, 92, 93]。

释放的镁离子可参与机体超过300种酶促反应，通过上调整合素（α1、α2、α3、α5及β1亚型）的表达与活化，增强骨髓间充质干细胞的迁移与黏附能力，进而激活整合素黏附激酶（FAK）/细胞外信号调节激酶（ERK）信号通路，最终通过ERK1/2与p38信号通路的活化，促进骨髓间充质干细胞的成骨分化[58, 94-97]。此外，镁离子还可激活细胞膜表面的电压门控钙通道（VGCCs）-钙调蛋白激酶Ⅳ（CaMKIV）信号通路与瞬时受体电位通道TRPM7/磷脂酰肌醇3-激酶（PI3K）信号通路，并竞争性结合钙调蛋白（CaM）上的钙离子结合位点，从而激活环磷腺苷反应元件结合蛋白（CREB）、Wnt/β-连环蛋白（β-catenin）及Hedgehog信号通路，进一步增强成骨细胞的分化能力[59, 88, 98, 99]。

骨植入材料周围的局部pH值是影响细胞与组织正常生物学功能的关键因素，对骨整合进程具有显著影响。成骨细胞增殖与破骨细胞抑制的最佳pH范围约为8.0~8.5。镁基材料降解产生的氢气（H₂）与氢氧根离子（OH⁻）可构建碱性微环境，并通过上调整合素α2与β1的表达促进成骨分化；同时，降解产生的镁离子可调控巨噬细胞活性、抑制破骨细胞分化，进而协同调控骨再生进程[60-63]。上述研究结果表明，镁基材料及其降解产物具有优异的促成骨分化能力，可有效加快损伤部位的骨修复与重塑速率。

3D打印、激光熔融等材料加工技术的发展，为骨组织工程用多孔镁基支架的设计与制备奠定了关键技术基础，相关内容将在3.1节中详细阐述。但如2.1节所述，镁基植入物的抗腐蚀性能较差，难以满足骨整合的时间要求；且其快速降解会产生大量氢气，由于扩散与吸收不及时，氢气会在植入物周围形成气泡，进而阻碍植入物周围的骨再生进程[100]。因此，提升镁基材料的抗腐蚀性能与力学稳定性以延长其服役寿命，调控降解产物的释放速率以匹配骨愈合进程，对改善其促成骨分化性能具有至关重要的意义。

图2镁离子（Mg²⁺）浓度依赖性生物活性对骨再生的调控作用示意图

（经文献[58]作者许可转载，2022年）

（A） 镁离子在体内外的浓度依赖性生物学效应总览。

（B） 5 mM 镁离子通过激活TRPM7/PI3K信号通路促进人成骨细胞的成骨诱导作用（经文献[85]许可转载，2017年，爱思唯尔出版社）。

（C） 10 mM 镁离子刺激下人骨髓间充质干细胞（hBMSCs）在不同分化状态下的胞内信号通路假说模型（经文献[86]许可转载，2014年，爱思唯尔出版社）。

（D） 2 mM 镁离子通过降钙素基因相关肽（CGRP）介导的环磷腺苷反应元件结合蛋白1（CREB1）和成骨特异性转录因子7（SP7）激活，促进大鼠牙周膜干细胞（PDSCs）的成骨分化（经文献[87]许可转载，2016年，自然出版集团）。

（E） 2 mM 镁离子通过TRPM7、镁转运蛋白1（MagT1）及鞘氨醇-1-磷酸受体1-rac1（S1P1-Rac1）通路正向调控内皮屏障功能（经文献[88]作者许可转载，2019年）。

（F） 1.2 mM 镁离子通过结合淋巴细胞功能相关抗原1（LFA-1）的金属离子依赖性黏附位点（MIDAS）调控T细胞活化（经文献[89]许可转载，2022年，细胞出版社）。

（G） 8 mM 镁离子通过调控巨噬细胞中TRPM7激酶介导的免疫调节作用（经文献[90]许可转载，2021年，自然出版集团）。

（H） 10 mM 镁离子通过核因子κB（NF-κB）信号通路抑制RAW264.7细胞系的破骨细胞分化（经文献[91]许可转载，2020年，爱思唯尔出版社）。

2.3.2 骨免疫调控促进作用

材料植入后，手术创伤与异物反应会不可避免地激活机体免疫应答（见图3A）。在骨植入术后的早期炎症阶段（通常持续3~7天），炎症细胞（包括巨噬细胞、脱颗粒血小板、粒细胞、淋巴细胞及单核细胞）会浸润至骨折端、骨缺损区及植入部位，进而分泌肿瘤坏死因子-α（TNF-α）、白细胞介素（IL-1α、IL-1β、IL-6等）等促炎细胞因子，同时还会释放骨形态发生蛋白（BMP-2/-3/-4、BMP-7）、转化生长因子-β（TGF-β）、成纤维细胞生长因子-2（FGF-2）、血管内皮生长因子（VEGF）、血小板衍生生长因子（PDGF）及巨噬细胞集落刺激因子（M-CSF）等多种生长因子[102]。

在免疫细胞分泌的各类促炎细胞因子作用下，募集而来的单核细胞会分化为巨噬细胞（Mφ），并黏附于植入材料表面，进而影响骨形成与再生的时间及效果[103]。巨噬细胞具有分化为多种表型的潜能，其中经典活化型（促炎表型）M1型巨噬细胞在骨折愈合早期发挥主导作用，其可分泌IL-6、IL-8、TNF-α等促炎因子，促进炎症反应，参与血肿形成及早期血管生成；而替代活化型M2型巨噬细胞则通过释放IL-10、PDGF、VEGF等抗炎因子，推动炎症消退及血管新生[104]。因此，巨噬细胞由M1型向M2型的表型转化，是骨组织修复与愈合的关键环节[105]。

研究证实，镁基材料降解释放的镁离子可上调巨噬细胞内的TRPM7信号通路，激活信号转导与转录激活因子6（STAT6）及PI3K/AKT信号通路，从而促进巨噬细胞向M2型极化，并诱导抗炎因子的产生；同时，镁离子可抑制NF-κB的活性，进而抑制M1型巨噬细胞极化，加速炎症消退与骨组织再生[64, 65, 106]。另有研究发现，在人骨髓间充质干细胞（hMSCs）与巨噬细胞的共培养体系中，镁合金可促进M2型巨噬细胞分化、抑制M1型巨噬细胞分化，提高抗炎因子水平、降低促炎因子表达，并上调骨形态发生蛋白6（BMP6）、抑瘤素M（OSM）等成骨相关基因的表达（见图3B）[63]。

图3植入物引发的免疫应答示意图

（A） 可降解材料植入后的固有免疫应答过程（经文献[63]作者许可转载，2024年）。

（B） 免疫微环境中骨重塑过程中成骨细胞与破骨细胞的平衡调控机制（经文献[63]作者许可转载，2024年）。

（C） 镁合金诱导骨膜下成骨的作用机制示意图（经文献[101]许可转载，2025年，爱思唯尔出版社）。

在核因子κB受体活化因子配体（RANKL）与巨噬细胞集落刺激因子（M-CSF）的刺激下，单核巨噬细胞会发生融合形成破骨细胞。破骨细胞可牢固黏附于植入材料表面，形成“封闭区”，并通过分泌氢离子（H⁺）在局部营造酸性微环境，进而加速镁基材料的腐蚀。骨植入材料周围的局部pH值是影响细胞与组织正常生物学功能的关键因素，对骨整合进程具有显著调控作用——成骨细胞增殖与破骨细胞抑制的最佳pH值范围约为8.0~8.5[107]。镁合金降解产生的氢氧根离子（OH⁻）可升高“封闭区”的pH值，从而调控巨噬细胞的活性与表型，促进骨再生[108]。

材料降解产生的碎片、离子及氢气气泡，会被巨噬细胞、树突状细胞（DCs）等抗原提呈细胞（APCs）识别为异物。这一过程会刺激骨髓来源的树突状细胞分泌辅助性T细胞1（Th1）及辅助性T细胞2（Th2）相关的免疫细胞因子，同时直接调控特定激酶的活性位点，诱发局部炎症刺激，进而激活免疫细胞对降解产物的吞噬与清除，最终导致材料力学完整性过早丧失[23]。材料过快降解会导致局部镁离子浓度升高（达10 mM），显著抑制Th2细胞分泌IL-4及IL-10，并阻碍M2型巨噬细胞活化，从而抑制骨组织再生。

目前，关于镁基植入物引发获得性免疫应答的研究仍较为匮乏，现有研究表明其诱发的主要免疫反应为体液免疫。因此，通过调控镁基植入物的化学成分、表面形貌及孔隙结构，来干预巨噬细胞的表型与功能，是提升材料骨整合性能的关键策略（见图3C）[101, 109, 110]。

2.3.3 神经血管偶联成骨作用

神经生长与血管新生具有协同效应，可共同刺激骨组织成骨。在正常生理状态下，骨骼系统富含神经组织，包括外周感觉神经及交感神经纤维，这些神经可主动调控成骨过程。损伤后的前3个月是神经再生的关键窗口期[111]。骨膜外层纤维层具有丰富的神经网络，可为骨组织提供营养供给及信号分子。多种神经、运动神经元及神经源性因子（如神经肽Y、P物质、降钙素基因相关肽）均可调控骨代谢与成骨进程[112, 113]。中枢神经系统（CNS）可通过血清素、轴突导向因子3A（Sema3A）及脑源性神经营养因子等途径，参与骨骼稳态维持与再生过程，进而介导骨形成[114]。

对于骨折与骨缺损而言，血管新生是不可或缺的修复环节，血管损伤的修复通常需要3~6个月。受损的血管无法为组织提供充足的氧气与营养，会导致局部缺氧加剧，进而引发周围组织降解。牵张成骨过程中血管新生不足或受抑制，会阻碍愈合过程中的正常成骨，这也是导致骨折不愈合或延迟愈合的主要病因之一[115]。新生血管的形成，有助于为细胞输送必需的营养物质、氧气、激素及细胞因子[116]。

长骨骨骺端及内膜中存在的H型血管，在骨损伤愈合过程中发挥着关键作用；成骨特异性转录因子阳性（osterix⁺）成骨细胞、Ⅰ型胶原阳性（gelatinoid-1α⁺）成骨细胞、 Runt相关转录因子2阳性（Runx2⁺）成骨细胞及血小板衍生生长因子受体β阳性（PDGFRβ⁺）周细胞，均选择性地分布于H型血管周围。成骨细胞与H型血管之间紧密的空间关联，使H型血管能够为成骨过程提供充足的氧气、营养、生物活性因子，以及适宜组织修复的微环境。现有研究证实，在大鼠胫骨缺损模型中，损伤后第3天，缺损区的H型血管会大量增殖，并广泛分布于骨修复部位；至第7天和第14天，这些血管会收缩并集中分布于新生骨小梁周围。当血管密度接近正常水平时，骨重塑过程启动，这一结果证实H型血管可促进新骨形成[117]。此外，大量具有成骨诱导活性的生长因子（如胰岛素样生长因子、成纤维细胞生长因子、转化生长因子、血小板衍生生长因子）均具有促有丝分裂作用，且已被证实可同时诱导血管新生[118]。因此，在骨再生过程中，研发能够同时促进成骨与神经血管化的功能支架至关重要。

镁本身是一种优良的导体，其导电性可构建利于神经再生的电刺激微环境，进而促进轴突再生[119]。多项动物实验证实，硫酸镁（MgSO₄）是一种具有潜力的神经保护剂，可用于治疗脑缺血[120]。镁基材料的降解产物镁离子可作为第二信使，通过阻断N-甲基-D-天冬氨酸（NMDA）受体离子通道，抑制钙离子内流，从而维持神经元活性[121]；同时，镁离子可通过Wnt/β-连环蛋白通路，促进雪旺细胞增殖，并诱导其分泌神经生长因子（NGF）与血管内皮生长因子，进而协同促进轴突生长与血管新生[112, 121, 122]。

此外，镁离子可通过镁转运蛋白1及TRPM7通道进入背根神经节（DRG），刺激降钙素基因相关肽的分泌，进而激活骨膜干细胞，并触发CGRP-FAK-VEGF信号通路，构建骨内血管网络，最终促进周围神经再生[42, 66, 67]。这种“骨-神经-血管”的偶联作用，可有效促进缺损区域的新骨形成。同时，镁离子可通过缺氧诱导因子（HIF-1α、HIF-2α）及过氧化物酶体增殖物激活受体，刺激血管内皮生长因子与血小板衍生生长因子-BB的分泌，从而促进H型血管形成，增加骨量[68, 123-131]；还可激活Notch信号通路，上调Hes-1与Hes-5基因的表达，进而促进血管新生与成骨，并保护细胞免受材料降解引发的碱性环境所致的细胞毒性损伤[132, 133]。

Li等人[67]将镁植入物与牵张成骨技术相结合，研究证实镁植入物可激活CGRP-FAK-VEGF信号通路，该通路可连接感觉神经与内皮细胞，从而增强骨缺损的修复效果。此外，在生物玻璃、生物陶瓷、水凝胶等多种镁离子掺杂生物材料的研究中，均证实镁离子掺杂可促进神经血管化，进而调控骨再生[122, 134-136]。

镁基材料的另一降解产物氢气，已被证实是一种具有神经保护作用的治疗剂，可预防氧化损伤。太田成男团队2007年的研究，以及Ji团队2024年的研究均表明，通过吸入、注射、输注及口服等方式给予氢气，对缺血再灌注损伤、创伤性脑损伤、蛛网膜下腔出血等多种脑部病变具有显著的治疗潜力[137, 138]。上述研究结果表明，镁基材料可通过直接电刺激或降解产物两种途径，激活局部神经系统的感觉与调控信号，以及相关信号通路，从而促进神经-血管-骨三者的紧密偶联，进一步加速骨组织的修复与再生。

需要注意的是，过高浓度的镁离子（>1.25 mM，临床称为高镁血症）会对血管与神经元功能产生抑制作用[139]；尽管软组织可快速交换氢气，但镁基材料过快、过量降解产生的氢气会形成气泡腔，对周围组织产生压迫作用。因此，调控镁基材料的降解速率，从而精准控制镁离子浓度与氢气累积量，是该领域研究的核心关键。

2.3.4 软骨缺损与再生

软骨损伤通常是指以软骨丢失和退变为特征的病理状态，主要由关节创伤、骨关节炎或慢性过度使用引发[140,141]。由于关节软骨缺乏血管、神经支配，且与循环系统相隔离，其再生能力十分有限[142,143]。当软骨缺损直径超过4 mm时，体内无法自发再生为透明软骨。临床上采用的自体软骨细胞移植和干细胞移植疗法，还受限于供体短缺以及纤维软骨力学强度不足的问题，导致治疗效果欠佳[144,145]。因此，研发用于骨软骨缺损修复的生物材料逐渐成为研究热点。

研究证实，镁离子（Mg²⁺）可促进软骨细胞的增殖与分化，并通过调控巨噬细胞极化来调节免疫应答，进而减轻炎症反应和活性氧（ROS）水平，最终延缓软骨退变、缓解关节疼痛等症状[69-71]。口服或关节腔内补充镁离子均被证实对骨关节炎具有积极的治疗作用；在骨关节炎大鼠模型中，关节腔内注射氯化镁溶液可有效保护软骨免受退变损伤[71,146-149]。例如，Jiang等人[150]制备了用于关节腔内注射的氧化镁-海藻酸钠@聚乳酸-羟基乙酸共聚物（MgO&SA@PLGA）微球，研究发现该微球可通过释放镁离子激活PI3K/AKT信号通路，有效改善骨关节炎症状，促进软骨-骨组织修复。

镁基材料凭借其优异的可降解性、良好的生物相容性，以及与皮质骨相近的弹性模量，成为软骨缺损修复领域的研究重点。但目前仍存在亟待解决的问题：一是材料降解速率过快，与软骨再生周期（3-6个月）不匹配；二是降解过程中产生大量氢气，阻碍骨-软骨界面的整合。

综上，镁及其合金不仅可直接诱导成骨分化，还能通过调控内源性细胞黏附与迁移、促进神经血管生成、调节免疫应答、抑制破骨细胞分化等多种生物学过程，协同增强骨修复与组织再生能力。这些特性使镁基材料成为骨折固定与骨缺损修复领域的研究热点。

2.4 术后肿瘤清除

癌症是全球第二大死亡原因，每年导致数千万患者死亡[151]。骨肿瘤是一类发生于骨骼或其附属组织的肿瘤，其成因包括起源于骨组织的癌细胞增殖，以及其他部位肿瘤转移至骨组织[152-154]。骨肉瘤（OS）具有高侵袭性和高转移性，是导致青少年死亡和残疾的主要原因之一。传统治疗方案以手术切除联合放化疗为主，但存在术后复发率高、植入物远期失效、全身毒副作用大等问题[155,156]。

肿瘤微环境（TME）由细胞成分和非细胞成分构成，细胞成分包括基质细胞、间充质干细胞、免疫细胞及肿瘤细胞，其中成骨细胞、骨细胞和破骨细胞是骨肿瘤微环境的核心细胞；非细胞成分则包含细胞外基质（ECM）和外泌体。由于肿瘤细胞主要依赖糖酵解供能，其周围的肿瘤微环境呈现出缺氧、谷胱甘肽（GSH）浓度升高、酸性pH以及过氧化氢（H₂O₂）水平过高等特征。这种独特的微环境会增强肿瘤细胞的转移、侵袭能力及耐药性[157-165]。

临床上对肿瘤切除术后植入物的要求包括：具备较高力学强度以重建骨缺损；具有载药功能，可实现抗肿瘤与促成骨的双重功效；同时维持良好的生物相容性[166,167]。目前用于骨肿瘤治疗的生物材料，可通过光动力治疗（PDT）、光热治疗（PTT）、免疫调节、磁热疗（MHT）、药物控释等协同策略抑制肿瘤生长[168-170]。

研究发现，镁基材料降解释放的局部高浓度镁离子，可显著上调腺瘤性息肉病大肠杆菌蛋白（APC）、轴抑制蛋白2（Axin2）和糖原合成酶激酶3β（GSK3β）的表达，同时下调β-连环蛋白（β-catenin）的表达，从而抑制骨肉瘤细胞增殖、阻断肿瘤血管生成、调控肿瘤微环境以延缓肿瘤进展[6]。降解产生的氢氧根离子（OH⁻）可碱化酸性肿瘤微环境[171]；而氢气（H₂）能够清除活性氧、减轻氧化应激损伤（氧化应激是致癌的重要诱因）、诱导癌细胞凋亡，同时还可调节免疫应答（如解除免疫抑制）以抑制肿瘤增殖[137,172-174]。

需要注意的是，肿瘤微环境的酸性条件会加速镁基植入物的降解。为彻底清除残留肿瘤细胞，仍需联合辅助药物治疗（如唑来膦酸、姜黄素等）和光热治疗等手段。

3 骨植入用可降解镁合金的设计与制备

针对上述骨科疾病对新型植入物的需求日益增长，研发新型功能化镁合金植入物已成为当前研究热点。由于镁合金极易发生腐蚀，传统加工方法往往导致晶粒粗大、性能不均；传统合金设计方法也存在局限性。因此，本节主要从镁合金的微观结构调控（合金化与工艺调控）、表面改性、计算机模拟三个方面展开论述，对比传统方法与部分新型加工技术的特点。

3.1 微观结构调控

3.1.1 合金化

由于镁合金标准电极电位低，极易发生各类腐蚀，合金化是改善镁合金性能的常用方法之一。在镁基植入物的合金化设计中，常用的合金元素包括锌（Zn）、钙（Ca）、锶（Sr）、锰（Mn）、稀土元素（RE）等（见图4）[175]。添加这些元素的目的是优化镁合金的力学性能、耐腐蚀性和生物相容性，同时促进骨组织再生修复。

目前已形成多种镁合金体系，除了在纯镁中添加上述元素形成的二元合金（如镁-钙系、镁-锌系、镁-铝系、镁-锰系、镁-锶系、镁-硅系、镁-稀土系）外，还包括三元合金（如镁-锰-锌系、镁-钇-锌系、镁-硅-钙系、镁-锌-钙系）和四元合金（如镁-锌-锰-钙系、镁-钕-锌-锆系、镁-锌-钇-钕系）。表3详细列出了常见二元镁合金体系中各合金元素的作用[181]，下文将具体分析各元素的作用及机制。

图4 不同元素对镁合金性能的影响

表3 常见二元镁合金体系中合金元素的作用

| 合金体系 | 合金元素的作用 | 参考文献 |

| ---- | ---- | ---- |

| 镁-钙（Mg-Ca） | 细化晶粒、提升强度、增强高温抗蠕变性能与耐腐蚀性，促进骨愈合 | [176] |

| 镁-锌（Mg-Zn） | 提升强度与耐腐蚀性、增强免疫功能、加速组织愈合、发挥抗肿瘤作用 | [177] |

| 镁-铝（Mg-Al） | 提高耐腐蚀性、细化晶粒、改善力学性能 | [178] |

| 镁-锰（Mg-Mn） | 增强耐腐蚀性，改善伸长率、塑性等力学性能 | [179] |

| 镁-锶（Mg-Sr） | 细化晶粒、改善铸造性能与抗蠕变性能，促进骨发育与类骨质形成，调节钙代谢 | [180] |

| 镁-硅（Mg-Si） | 促进成骨矿化、增加骨密度，通过弥散强化提升强度；但过量富集会降低伸长率，加剧电偶腐蚀 | [181] |

| 镁-稀土（Mg-RE） | 提升力学性能与耐腐蚀性，改善铸造性能，细化晶粒 | [182] |

在镁合金中添加锌元素可通过固溶强化提升屈服强度和抗拉强度[177]。例如，镁-锌二元合金的强度随锌含量增加而提高，但锌含量需控制在3wt%~6wt%，以避免晶间腐蚀；当锌含量超过6wt%时，会在晶界形成脆性相[183]。在耐腐蚀性方面，添加锌可提高镁合金的腐蚀电位和法拉第电荷转移电阻，同时降低腐蚀电流密度[184,185]。

从生物学角度看，锌是人体必需的微量元素，也是骨组织中磷灰石和多种酶的重要组成成分。锌可促进成骨细胞增殖分化，同时抑制骨吸收，对骨骼发育和生长至关重要[186,187]；反之，锌缺乏与儿童骨骼发育迟缓、老年人骨质疏松密切相关[188]。He等人[189]将镁-锌合金植入新西兰兔股骨远端骨髓腔，术后14周内合金降解率达87%，且手术前后兔血清镁离子浓度、肝肾功能、心肌酶等指标均保持正常，心、肝、肾、脾等脏器未出现组织病理学改变。低合金化的镁-锌合金丝可显著改善氢气气泡过多的问题，提升力学性能，并维持优异的长期生物相容性[190]。

钙在镁中的最大溶解度为1.11wt%。添加钙可细化晶粒、提升强度，并促进钙-磷沉积层形成，从而延缓降解速率[191]。但钙含量过高会形成镁-2钙相，加速局部腐蚀。因此，用于骨植入物的镁-钙合金中钙含量控制在0.6wt%~0.8wt%较为适宜[176]。作为骨基质的主要成分，钙离子可诱导羟基磷灰石（HA）沉积，促进骨矿化[192]。Li等人[193]将镁-1钙合金螺钉植入成年新西兰兔双侧股骨，以钛合金螺钉作为对照，结果显示镁-1钙合金螺钉可逐步降解，术后3个月螺钉周围出现明显新骨生成，证实该合金具有适宜的降解速率，并可促进骨再生。

在变形镁合金中添加锶，可减小晶粒尺寸、削弱织构各向异性、改善高温抗蠕变性能[194]。锶在镁合金中的固溶度较低，微量添加可提升耐腐蚀性，但含量过高会加快镁合金的平均降解速率[195]。例如，Bornapour等人[196]研究了一系列镁-锶合金在模拟体液（SBF）中的腐蚀速率，发现镁-0.5锶合金的腐蚀速率最慢；浸泡3天后，合金表面形成羟基磷灰石和氢氧化镁涂层，减缓了合金的持续腐蚀。

作为骨骼和牙齿的天然组成成分，锶可促进骨生长并抑制骨吸收[197-199]，因此镁-锶合金具备作为骨植入物的潜力[200]。例如，Gu等人[180]探讨了镁-2锶合金在骨隧道内植入的可行性，结果表明该合金可促进植入体周围骨矿化和新骨形成，且未引发明显不良反应。

锰同样可通过固溶强化提升材料强度，但锰含量过高会降低材料的延展性。锰可与铁、镍等有害杂质形成金属间化合物，这类化合物具有更高的电极电位，从而减轻电偶腐蚀[179]。尽管锰无法直接显著细化镁合金晶粒，但其主要作用在于提升耐腐蚀性和净化熔体[201]。

铝可通过固溶强化和析出相强化提高合金的强度和硬度[202]。例如，Chang等人[203]采用选择性激光熔化（SLM）技术制备的镁-9铝-1锌-0.5锰合金，其纳米析出相使合金抗拉强度达到370 MPa，伸长率达10.4%。总体而言，添加铝可降低腐蚀电流密度，这一特性被广泛应用于工业镁合金的研发[178,204]。但铝可能具有神经毒性（如存在诱发阿尔茨海默病的风险），其在人体内的应用存在争议，因此需严格控制其含量。

稀土元素具有独特性能，可显著改善医用镁合金的力学性能、降解行为和生物学性能。稀土元素分为轻稀土元素（镧、铈、镨、钕、钷、钐、铕）和重稀土元素（钆、铽、镝、钬、铒、铥、镱、镥、钇、钪）[182]。稀土元素（如钇、钕、钆）可通过细晶强化和析出强化提升合金力学性能，同时影响冷轧镁合金在静态再结晶过程中的织构演变[205,206]；部分稀土元素（如镧、钕、铈）还可显著降低镁合金的降解速率[207]。

在生物学方面，稀土元素可与生理体液中的多种成分相互作用，在调控成骨、抗菌、血管生成、抗肿瘤等过程中发挥关键作用[208,209]。微量添加某些稀土元素（如钪、钕、钆）对人体无明显毒性，且具有良好的生物相容性；低浓度稀土离子（如钆³⁺）可调控巨噬细胞极化，抑制炎症反应。在骨植入应用中，稀土离子与钙类似，对天然骨组织具有较强的亲和力；稀土元素（如钆、镧）可通过激活Wnt/β-连环蛋白等相关信号通路促进成骨，同时抑制破骨细胞活性[182,210,211]。相关体内实验也表明，添加稀土元素的镁合金具有良好的生物相容性，具备作为骨植入物的潜力。但由于稀土元素并非人体必需元素，将其用作体内植入物时，需合理选择元素种类并控制含量，以避免潜在的长期毒性[212]。

综上，镁合金的合金化设计需在力学性能、耐腐蚀性和生物学功能之间实现平衡。

- 在提升力学性能方面，锌、钙、铝、稀土元素的作用最为显著：锌通过固溶强化直接提升屈服/抗拉强度；钙可细化晶粒，协同增强强度；铝通过固溶强化和析出相（如纳米析出相）实现高强度（如抗拉强度达370 MPa）；稀土元素（如钇、钕）兼具细晶强化和析出强化双重效应。

- 在优化耐腐蚀性方面，锌、锰、铝及部分稀土元素效果突出：锌通过提高腐蚀电位、降低电流密度延缓腐蚀；锰通过捕获铁/镍等有害杂质减轻电偶腐蚀；铝可降低腐蚀电流密度；轻稀土元素（镧、铈）能显著抑制降解速率。

- 在改善生物学性能方面，锌、钙、锶及特定稀土元素发挥关键作用：锌作为骨代谢必需元素，直接促进成骨细胞增殖并抑制骨吸收；钙诱导羟基磷灰石沉积，加速骨矿化；锶兼具促骨生长和抑骨吸收双重功能；部分稀土元素（如钆、镧）通过调控相关信号通路促进成骨、抑制炎症。

设计过程中需关注元素含量阈值，平衡各项性能；同时需严格限制铝的神经毒性风险和稀土元素的长期毒性。未来研究应聚焦于多元合金体系设计、多元素协同效应探讨，以及积累长期临床随访数据。

目前，在骨植入领域已探索和应用的镁合金包括AZ系列（镁-铝-锌合金，如AZ31、AZ63、AZ91）、ZK系列（镁-锌-锆合金，如ZK30、ZK60）、镁-锌-钙合金体系、WE系列（含稀土元素，如WZ43、WE54）以及镁-锌-钇-钕-锆合金（ZE21 C）。当元素种类和配比选择适当时，镁合金性能可得到显著提升。例如，对于ZE21 C合金，当锌/钇原子比为6:1时，在特定条件下会出现准晶相，可有效增强合金的力学性能和耐腐蚀性。

传统合金设计方法主要依赖二元/三元相图和反复试错法来研发多组元合金，但四元及以上合金的相图数据匮乏，且试错法效率低下。为此，众多学者尝试采用高熵合金设计策略和机器学习模型训练方法，实践证明这些是非常高效的合金设计策略[213-215]。

3.1.2 工艺调控

镁合金常用的加工技术包括传统铸造、挤压、拉拔、轧制、锻造、热处理等。在定制化植入物的制备中，传统铸造镁合金易出现晶粒粗大问题，且第二相偏析现象也较为严重。塑性加工可在一定程度上细化晶粒，制备出所需形状或尺寸的工件，并改善工件性能；后续再经热处理，可进一步提升工件的综合性能。镁合金的热处理工艺通常包含固溶处理、时效处理、退火处理等，其中固溶处理与时效处理常组合使用，以实现细化晶粒、强化合金、改善塑韧性的效果；退火处理一般用于塑性加工之后，目的是消除残余应力。在塑性加工过程中辅以加热，可消除铸件或粉末冶金件内部的气孔、缩孔或微裂纹，简化工艺流程，促进再结晶，降低生产成本。

例如，温等人采用热挤压（HE）工艺制备的Mg-2Zn-0.5Ca-0.5Zr（MZCZ）合金，其极限抗拉强度可达 \(255.8\pm2.4\MPa)，屈服强度为 \(208.4\pm2.8\MPa)，伸长率为 \(15.7\pm0.5%)，耐腐蚀性也得到显著提升[216]。

传统塑性加工方法虽能在一定程度上细化晶粒，但也容易导致材料出现各向异性，进而引发翘曲、壁厚不均等问题，且对合金力学性能的提升效果有限。此外，对于部分骨植入材料，研究人员希望构建多孔结构以促进骨细胞生长，而这一目标很难通过传统工艺实现。同时，作为骨植入物，合金对生物学性能的要求更为严苛。因此，大塑性变形（SPD）、增材制造技术、表面改性技术等新型加工工艺，有望解决上述问题。

大塑性变形技术是一类通过强烈塑性变形向材料引入超大应变的先进材料加工方法，可将晶粒细化至亚微米或纳米尺度，从而显著提升材料的强度、塑性及功能特性。常见的大塑性变形技术包括高压扭转（HPT）、等通道转角挤压（ECAP）、旋锻（RS）等。

1.  高压扭转（HPT）：这是一种通过轴向高压与切向剪切复合作用实现大塑性变形的先进加工方法。该技术可在室温或低温条件下将金属材料的晶粒细化至亚微米或纳米级别，进而显著改善材料的强度、塑性及耐腐蚀性[217]。不过，高压扭转技术需要专用的高压设备，且通常仅适用于处理小尺寸的片状或盘状试样；经高压扭转处理后，材料内部会产生较大的残余应力，需后续进行热处理来改善。

2.  等通道转角挤压（ECAP）：这是一种通过大塑性变形制备超细晶材料的工艺。其核心原理是将坯料挤压通过两个相交且截面相等的模具通道，坯料在通道交汇处发生纯剪切变形，累积高应变后实现晶粒细化至亚微米级[218]。例如，王等人[219]采用高温直接往复式等通道转角挤压工艺处理Mg-2Zn合金，制备出具有均匀超细晶与纳米析出相的高性能镁锌合金。如图5A所示，P0、P1、P5、P10分别代表对Mg-2wt% Zn合金进行0道次、1道次、5道次和10道次的等通道转角挤压处理。借助高温大应变诱导的动态再结晶，以及纳米级第二相粒子对再结晶晶粒长大的抑制作用，Mg-2Zn合金的晶粒实现了显著的等轴细化。该合金最终的屈服强度达235 MPa，抗拉强度达267 MPa，伸长率为15.6%，相比传统铸造热处理态镁合金性能提升显著。等通道转角挤压技术可通过高应变主动加工显著细化晶粒、提升材料性能，结合热处理还能消除残余应力、改善各向异性，但该技术通常仅适用于小尺寸试样，且模具需采用耐磨材料，导致生产效率相对较低。

图5 镁合金加工及成分设计的案例研究与策略示意图

（A） 等通道转角挤压（ECAP）处理试样的表征（经文献[219]作者许可转载，2024年）

> （B） 旋锻（RS）处理试样的力学性能表征（经文献[220]作者许可转载，2025年）

> （C） 镁合金设计策略示意图

3.  旋锻（RS）：这是一种通过旋转模具向工件施加高频径向压应力的精密塑性成形工艺，其核心机理为多向压缩变形与累积应变效应。旋锻工艺可通过促进动态再结晶与孪生变形实现晶粒细化，显著提升镁合金的力学性能[221-224]。如图5B所示，范等人[220]通过旋锻（RS）与快速退火（FA）的协同作用，成功制备出高强（极限抗拉强度>400 MPa）高塑（伸长率>15%）的无稀土镁合金。旋锻技术可实现精确的尺寸控制，加工后工件的表面粗糙度低，适用于管材、棒材、线材等截面规则的材料，但对于复杂三维形状或大尺寸工件的应用存在局限性。

3D打印技术已被广泛应用于镁基骨植入物的制备，其核心优势在于通过逐层堆叠的方式，实现复杂几何结构的精确成形与成分梯度调控。目前主流的3D打印技术包括选择性激光熔化（SLM）、电子束熔化（EBM）、粘结剂喷射成形（BJT）等[225-227]。其中，选择性激光熔化技术凭借高能束局部控温与快速凝固的特点，可有效抑制镁粉氧化并细化晶粒，显著提升材料的致密度与力学性能[228]。

在骨科领域，3D打印技术的应用主要体现在以下三个方面：

1.  基于患者自身的CT或MRI影像数据，设计并打印定制化植入物，使其与骨缺损部位完美匹配，解决传统植入物尺寸不匹配的问题，提高手术成功率与患者康复速度；

2.  制作手术导板，辅助医生开展精准手术，最大程度减少手术误差与创伤；

3.  制备生物支架，利用生物相容性材料打印多孔支架，促进细胞生长与骨组织再生，加速骨折愈合与骨缺损修复[229-231]。

3D打印技术的优势在于能够精确控制植入物的孔隙率、孔径大小与连通性。这种多孔结构有利于骨细胞长入、血管形成与营养输送，进而促进植入物与周围骨组织的整合，实现骨诱导与骨传导功能。该技术可用于制备椎体融合器、骨科螺钉、骨折固定板等器件。此外，还可在打印过程中掺入生长因子、药物等生物活性物质，进一步增强骨再生能力并抑制感染[232,233]。

需要注意的是，镁合金化学活性高，在3D打印过程中存在燃烧风险，目前有效的解决方法包括采用惰性气体保护，或使用复合材料进行打印[234]。同时，3D打印技术对镁合金粉末的质量要求较高。随着材料科学与3D打印技术的不断发展，其在骨科领域的应用前景将愈发广阔。

综上，医用镁合金的各类加工技术各有优劣，需结合临床需求进行选择。传统铸造、挤压、拉拔、轧制等工艺技术相对成熟，常用于制备临床血管支架、骨固定器件等，但这类工艺制备的材料性能提升空间有限，且易出现晶粒粗大、各向异性等问题；大塑性变形技术可在一定程度上细化晶粒，赋予镁合金更优异的力学性能，但面临规模化生产的难题；3D打印技术能够制造复杂形状的植入物，减少材料浪费，常用于临床多孔支架、个性化骨修复体等的制备，不过该技术所用粉末活性高，通常需要惰性气氛保护，且制备的工件存在表面粗糙度较高、内部缺陷较多等问题。未来，为满足临床器械的应用需求，需不断探索开发新技术，以及多技术联用的更有效策略。

3.2 表面改性功能化

3.2.1 表面改性技术

表面改性技术是实现镁基材料性能二次提升的关键[235]。制备医用镁合金表面涂层的常用技术，需兼顾生物相容性与降解调控性能。镁合金表面涂层的制备技术主要包括化学转化技术、电化学涂层技术（如微弧氧化、电镀）、气相沉积技术（物理气相沉积（PVD）、化学气相沉积（CVD））、喷涂技术、溶胶-凝胶法等。

1.  化学转化技术：这是一类通过化学反应在镁合金表面形成薄而致密转化膜的涂层制备方法，常见的有氟化镁（\(\text{MgF}_2\)）涂层、层状双氢氧化物（LDH）涂层等[236]。该技术的优势在于工艺相对简单，涂层与基体结合力好，可有效改善镁合金的生物相容性与耐腐蚀性，但形成的膜层通常较薄。

2.  微弧氧化（MAO）技术：这是一种通过阳极氧化在镁合金表面制备陶瓷涂层的常用方法。微弧氧化涂层具有多孔结构，可通过调控电压、时间、电流模式等参数，制备出不同孔径的涂层[237]。其电流模式一般分为恒压模式与恒流模式：反应时间越长，涂层越厚；恒压模式下涂层均匀性相对较高，孔径随电压升高而增大，涂层初期生长速度较快，随后会随涂层电阻增大而减慢；恒流模式下全程电流稳定，能量持续输入，涂层生长速度相对较快且厚度更大，但均匀性不及恒压模式。微弧氧化形成的多孔陶瓷膜有利于骨整合，但其耐腐蚀性一般，通常需要进行封孔处理。

气相沉积技术

气相沉积技术是通过将气相反应物或蒸发的固体源输送至基体表面，使其在表面发生物理或化学反应，从而形成薄膜涂层的技术。镁合金常用的两种气相沉积技术为化学气相沉积（CVD）和物理气相沉积（PVD）。该技术可制备羟基磷灰石（HA）、磷酸钙（CaP）等骨科植入物常用涂层[238,239]，能有效提升镁合金植入物的体内生物相容性，促进骨组织的生长与黏附，同时还可能具备一定的缓蚀作用。

其中，物理气相沉积（PVD）技术是在真空环境下，通过蒸发、溅射等物理手段使固体靶材的原子或分子脱离靶材表面并迁移至基体表面，经冷凝、形核与生长过程形成薄膜，所得涂层与基体结合力良好[240,241]。气相沉积技术（尤其是PVD）可精准调控薄膜厚度与成分，具备优异的均匀性、覆盖性和可控性，且基体温度相对较低。但该技术存在设备成本高昂、生产效率偏低、表面前处理要求严苛、化学气相沉积（CVD）受温度限制等问题，这些都是其实际应用中亟待攻克的难点。

喷涂技术

喷涂技术是将液态或粉末状的涂层材料雾化后加速喷射至镁合金基体表面的工艺。该技术可制备聚合物涂层、羟基磷灰石涂层、复合涂层等多种类型的涂层[242-244]。凭借高效、适应性强、可制备厚涂层等优势，喷涂技术在镁合金表面防护与功能化领域发挥着关键作用。但同时也需重视其在涂层均匀性、环境友好性及基体温度敏感性等方面的局限性，实际应用中需通过工艺优化与设备改进来解决这些问题。

溶胶-凝胶法

溶胶-凝胶法是一种湿化学合成方法，其原理是在分子层面通过逐步聚合反应形成三维网状结构的凝胶，再经干燥、烧结等适宜处理制备固体材料[245]。该方法可制备氧化物涂层、生物玻璃等无机涂层及有机-无机复合涂层[246,247]，还能引入特定元素或抗菌组分，改善合金的耐腐蚀性与生物学功能[248,249]。

溶胶-凝胶法制备镁合金涂层的优势在于制备条件温和、纳米结构可控、涂层均匀性与结合力优异，且易于制备复合或功能性涂层。但该方法存在干燥过程易产生裂纹、溶胶稳定性难以控制、生产周期长、成本较高等问题，这些因素限制了其在部分领域的广泛应用。针对这些不足，研究人员正持续优化工艺，例如采用新型溶剂体系、改进干燥方式、开发新型前驱体等，以拓展其应用范围。

3.2.2 涂层类型

根据涂层的固有属性，镁合金表面改性涂层可分为金属氧化物涂层、金属氢氧化物涂层、无机非金属涂层、聚合物涂层及复合涂层[250]。金属氧化物涂层硬度高、耐磨性好，能显著延缓镁合金的腐蚀进程，但生物惰性较强，需通过纳米化（如二氧化钛纳米管阵列）或掺杂银离子（Ag⁺）、锌离子（Zn²⁺）等方式，增强其抗菌活性或成骨诱导能力。无机非金属涂层（如羟基磷灰石、磷酸钙）具有优良的骨传导性（钙磷比为1.67），可通过离子交换与骨组织形成化学键合；但这类涂层脆性较高（断裂韧性＜1 MPa·m¹/²），通常需采用梯度涂层设计（羟基磷灰石含量由表及里递减）来缓解应力集中。以下对骨科植入物常用涂层进行综述。

微弧氧化（MAO）涂层

微弧氧化涂层具有多孔结构，有利于骨细胞生长[251]，同时可负载银离子、铜离子（Cu²⁺）等抗菌离子或成骨因子，提升生物学功能。电解液的成分会直接影响涂层的微观形貌与性能，进而调控成骨细胞的黏附、增殖及碱性磷酸酶（ALP）活性。

杨等人[252]采用恒流模式（电流密度5.5 A·dm⁻²，频率200 Hz，占空比12%）反应15分钟，制备出掺磷酸锌的微弧氧化涂层，最终涂层厚度达41–47 μm。哈利利等人[253]采用直流恒压模式（电压370 V）反应15分钟，所得涂层厚度为3–15 μm。尽管微弧氧化的多孔结构优势显著，但也容易导致氯离子（Cl⁻）侵入，因此其耐腐蚀性一般，通常需要进行封孔处理。

微弧氧化涂层常作为镁合金的基底涂层，在此基础上还可制备其他涂层，以进一步提升耐腐蚀性、生物相容性与抗肿瘤功能。实际应用中，需结合器件特性与性能目标，确定最优的工艺模式及参数。

氟化镁（MgF₂）涂层

通过氢氟酸处理，可在镁合金表面形成致密的氟化镁钝化膜，有效隔绝腐蚀介质，显著提升镁合金在体液或高氯环境中的耐腐蚀性[254]。一般而言，涂层耐腐蚀性随氟化处理时间延长及膜层厚度增加而提升：浸泡48小时和96小时后，涂层厚度分别约为3.5 μm和4 μm[255]。

氟化镁涂层结合强度高、溶解度低，其晶体结构可调控基体表面粗糙度，为后续沉积羟基磷灰石、金属有机框架材料（MOFs）、聚多巴胺（PDA）等功能性涂层提供稳定基底。但该涂层厚度有限且存在一定脆性，主要作为医用镁合金的预处理层，在降低降解速率与析氢量的同时，兼顾力学支撑与生物相容性，广泛适用于骨科植入物及可降解医疗器械。

磷酸钙仿生涂层

磷酸钙仿生涂层（如羟基磷灰石、磷酸钙）通过仿生溶液沉积或电化学沉积等方法制备于镁合金表面，其成分与天然骨组织相似。这种相似性可调控镁合金的降解速率，增强镁基体的生物活性，促进成骨进程[256]。

人体骨组织由5 wt%的水、70 wt%的无机矿物相（主要为羟基磷灰石）和25 wt%的有机相（约90%为Ⅰ型胶原）组成[257]。钙磷比是仿生骨科材料设计的核心参数：例如羟基磷灰石（钙磷比=1.67）降解缓慢，适用于长期骨支撑；β-磷酸三钙（钙磷比=1.5）降解速度快，可加速新骨形成。通过调控钙磷比，可实现材料降解速率与骨再生速率的动态匹配，避免应力屏蔽或材料过早失效。

羟基磷灰石为六方晶系，其晶格结构具有极强的离子取代灵活性：在钙离子（Ca²⁺）位点，离子半径相近的二价金属阳离子（如锌离子、锶离子、镁离子）可通过晶格重构实现取代，改变晶胞参数并调控表面电荷分布；磷酸根离子（PO₄³⁻）可被硅酸根离子（SiO₄⁴⁻）、碳酸根离子（CO₃²⁻）、硫酸根离子（SO₄²⁻）等取代，诱发晶格畸变并改变晶面生长速率，从而定向调控羟基磷灰石的形貌（如纳米棒、片状、介孔结构）。这种多维度的离子取代机制赋予羟基磷灰石优异的性能可设计性。

例如，缺钙型羟基磷灰石具有更强的成骨诱导活性[258]；掺锶羟基磷灰石可增强成骨效应[259]；镁钙合金表面的掺氟羟基磷灰石涂层会形成针状晶体，显著抑制体外腐蚀[260]；掺锌羟基磷灰石可提升抗菌性能；碳酸根取代可加快材料溶解速率，匹配骨再生需求；掺镁羟基磷灰石则能促进骨传导，加速骨矿化与整合[261]。这些特性使羟基磷灰石成为生物医学领域定制化功能涂层的理想基底，尤其适用于骨修复材料研发及镁合金表面改性。

层状双氢氧化物（LDH）涂层

层状双氢氧化物涂层具有二维层状结构，由带正电的金属氢氧化物层与层间阴离子交替排列构成。该涂层可显著提升镁合金的耐腐蚀性、抗菌活性与成骨性能，是一种极具潜力的表面改性技术[262-264]。通常采用沉淀法或水热法在镁合金基体表面制备该涂层。

其层状结构赋予离子交换能力，可捕获腐蚀性氯离子，同时释放镁离子、铜离子等生物活性离子，从而抑制微生物增殖，促进成骨细胞分化。在骨科应用中，涂覆层状双氢氧化物的镁合金降解速率可控，可匹配6–12个月的骨愈合周期，有效降低生理环境中的析氢量与局部碱化程度。

例如，王等人[265]先以0.8 A的恒定电流在镁合金表面制备等离子体电解氧化（PEO）涂层，再经120℃水热反应12小时，在其外层构筑镁铝层状双氢氧化物，形成等离子体电解氧化/层状双氢氧化物双层复合涂层。该复合涂层显著减缓了纯镁的降解速率：体外浸泡α-最小必需培养基（α-MEM）7天后，体系pH稳定在8.1–8.2；体内皮下植入40天后，涂层仍保持相对完整；SD大鼠股骨植入12周后，复合涂层组与新生骨组织紧密结合，且经12小时水热处理的层状双氢氧化物组，其植入体周围骨小梁密度（BMD）、骨小梁厚度（Tb.Th）显著提升，骨小梁分离度（Tb.Sp）显著降低（p值分别＜0.001、＜0.01、＜0.05），降解速率为各组最低。

层状双氢氧化物涂层的显著优势在于增强耐腐蚀性与药物负载能力，但涂层结合力及长期稳定性仍需深入研究。

金属有机框架（MOF）涂层

镁合金表面的金属有机框架涂层是通过水热合成、微弧氧化、浸涂等异质外延生长策略制备的功能性复合涂层。该类涂层具有多孔结构与高比表面积，可提供高吸附性的稳定多孔结构及催化反应活性位点。

例如，镁基金属有机框架材料（MOF-74）不仅能增强镁基体的耐腐蚀性，还通常具备促进成骨与血管生成、抗菌抗炎等优异功能[266-268]。通过复合磷酸钙或负载药物，金属有机框架涂层可进一步实现自修复、pH缓冲与药物缓释功能，广泛适用于骨科植入物及可降解医疗器械[269,270]。

李等人[271]采用等离子体电解氧化、水热、溶剂热联用技术，在ZG11镁合金（Mg-1Zn-1Gd）表面制备出等离子体电解氧化-氧化锌@金属有机框架（PEO-ZnO@MOF）复合涂层。其中，氧化锌过渡层经70℃水热反应12小时制得，金属有机框架涂层则通过0.01 mol 2-甲基咪唑在100℃下反应12小时生成。该复合涂层兼具优异的耐腐蚀性、生物相容性与耐磨性：在模拟体液（SBF）中测得的腐蚀电位为-1.0872 V，腐蚀电流密度低至8.757×10⁻⁸ A·cm⁻²。尽管金属有机框架涂层优势显著，但镁基金属材料表面的异质形核过程相对复杂，且金属有机框架材料的稳定性仍需进一步提升。

聚合物涂层

聚合物涂层种类丰富，可通过浸涂、旋涂、电泳沉积等方法制备于镁合金表面。明胶、壳聚糖、纤维素、海藻酸钠等天然聚合物涂层有利于细胞黏附与生长；聚己内酯（PCL）、聚乳酸（PLA）、聚多巴胺等合成聚合物涂层则在性能调控方面更具优势[190,272,273]。

常用策略是将聚合物与其他材料复合，例如制备磷酸酯/聚合物杂化涂层[274]。通过调控降解速率与改善生物相容性，聚合物涂层助力镁合金植入物的性能优化[275]。但选择聚合物材料时，需综合考量植入目的、预期降解时间及特定生物学响应特征，不同材料各有优劣。

在镁合金表面制备聚合物涂层是提升其骨植入应用潜力的关键技术，可显著增强耐腐蚀性，赋予良好的生物相容性与生物活性，同时调控力学性能与降解行为。但在界面结合力、降解产物潜在风险、力学性能优化及制备工艺经济性等方面，仍需深入研究与改进，以推动镁基植入物实现更广泛、更成功的临床应用。

3.3 计算机模拟

由于传统试错法效率低下，近年来越来越多的研究采用计算机模拟技术开展镁合金设计，主要包括有限元分析（FEA）、第一性原理计算、分子动力学（MD）模拟及机器学习（ML）[276]。

有限元分析通过构建医用镁合金的多物理场耦合模型（如力学-腐蚀-骨再生耦合模型），模拟植入物在复杂生理环境中的应力分布、降解行为及骨整合效果；第一性原理计算基于量子力学，通过计算镁合金的电子结构（如能带、态密度）与热力学性质，揭示合金元素掺杂对材料性能的影响机制；分子动力学模拟通过追踪镁合金原子在体液环境中的动态行为，探究降解机理与涂层防护效果；机器学习则通过数据驱动模型（如随机森林、神经网络）建立镁合金“成分-工艺-性能”之间的定量关系，加速材料设计与优化进程。

侯等人[277]以365种镁合金的成分与工艺参数为输入构建数据集，训练了梯度提升决策树（CatBoost）、随机森林等6种单一模型，并采用集成策略提高预测精度。结果显示，集成模型的预测误差显著低于单一模型（例如抗拉强度预测误差降低约15%）；特征分析表明，锌、钙等合金元素及热处理条件等工艺参数对力学性能影响显著。该方法突破了传统试错法的效率瓶颈，为骨科植入用医用镁合金的快速设计与性能优化提供了全新的数据驱动方案。

米等人[214]基于回归型贝叶斯优化主动学习模型（RBOALM）的机器学习方法，设计出多款高性能镁锰基锻造镁合金。其中，Mg-2.1Zn-2.0Mn-0.5Sn-0.1Ca合金展现出优异的力学性能：极限抗拉强度达406 MPa，屈服强度为287 MPa，断裂伸长率为23%。

图5C展示了镁合金常用设计策略的示意图。

4 镁基生物材料在骨科领域的研究进展

目前，镁合金在生物医学领域的应用主要集中于血管支架和骨科植入物两大方向，骨科植入物包括螺钉、接骨板、微芯片等[278-280]。

2005年，首例可吸收镁合金血管支架成功植入一名6周龄婴儿的左肺动脉，用于疾病治疗[281]；2022年，百多力（BIOTRONIK）公布的2年临床试验结果证实，MAGMARIS生物可吸收支架（BRS）在长达24个月的随访中表现出优异的生物安全性与疗效[282]。

德国率先将镁-稀土-锆合金螺钉（MAGNEZIX）应用于26例拇外翻矫正手术，术后1–2年镁螺钉完全降解，证实了镁合金适用于骨科植入物；基于此，Mg-Y-RE-Zr合金螺钉于2013年获得欧盟CE认证，成为首款商业化镁基骨科螺钉[283,284]。

我国开展的高纯度镁螺钉（纯度99.99%）治疗48例股骨头缺血性坏死的临床试验，证实了高纯度镁螺钉的临床安全性，该螺钉已获批用于股骨颈骨折治疗[285-287]。2025年，一款用于四肢骨缺损修复的含镁可降解聚合物骨修复材料在我国获批上市。此外，髓内钉、螺钉、心血管支架等植入物已完成长期动物实验，有望在短期内实现临床转化。

下文将阐述镁基可降解生物材料在骨植入领域的应用与研究进展，相关研究总结于表4。

表4 镁合金骨植入应用的典型研究

4.1 抗菌研究

植入物感染是骨科手术面临的关键挑战之一。当骨折或骨缺损部位发生细菌黏附与增殖时，骨组织的自我修复能力会进一步受限。目前临床干预手段主要局限于抗生素治疗及感染组织/植入物的物理清除，但抗生素滥用易导致耐药菌株产生。因此，设计具备抗菌性能的植入物是解决这一问题的有效策略。

如2.2节所述，提升骨植入用镁基材料抗菌性能的主要途径包括掺杂抗菌元素的合金化改性和制备抗菌涂层。

1.  抗菌元素掺杂：主要是在镁合金基体中添加银、铜、锌、稀土等抗菌剂，利用材料降解过程中释放的金属离子破坏细菌细胞结构[308-310]。例如，铜离子可通过破坏细菌细胞膜完整性、干扰DNA复制实现抗菌效果；在镁合金制备过程中引入抗菌还原氧化石墨烯（rGO），也可赋予镁合金优异的抗菌性能[311]。

2.  外场协同抗菌：近年来，一种新型治疗策略逐渐兴起——利用外场刺激镁合金降解产物实现协同抗菌。杨等人[287]的研究表明，通过交变磁场（AMF）诱导的涡流热效应，可使镁植入物实现氢气（H₂）及羟基离子、镁离子的可控释放，用于治疗骨髓炎。研究发现，这种基于氢气与质子耗竭的交变磁场协同疗法，对革兰氏阴性菌和革兰氏阳性菌均具有显著杀伤作用，能有效治疗脓肿、骨髓炎等细菌感染，同时促进骨组织再生。

微弧氧化（MAO）、化学转化法、水热法等表面改性技术，可在镁合金表面制备具有抗菌功能的功能性涂层。这些技术通过构建微米/纳米级表面结构（如多孔结构、纳米粗糙表面）并调控表面化学成分，实现对镁合金降解速率的调控，同时引入抗菌组分，包括金属/氧化物涂层、聚合物复合涂层、层状双氢氧化物（LDH）涂层等[312-316]。在微弧氧化电解液中掺入铜离子（Cu²⁺）、锌离子（Zn²⁺）或银离子（Ag⁺），可制备出铜/锌/银掺杂的微弧氧化涂层，形成含金属氧化物的陶瓷层，从而增强材料的抗菌性能。在微弧氧化涂层的基础上，通过负载抗菌剂、掺杂抗菌离子，并结合磁场、光热响应等外场效应的协同作用，可进一步提升镁基植入物的抗菌性能[317-323]。

例如，陈等人[288]采用一步水热法在镁-锌-钙合金表面制备并表征了银/镁铝层状双氢氧化物（Ag/Mg-Al LDH）复合涂层。该涂层通过降低模拟体液浸泡过程中的腐蚀电流密度与pH波动幅度，显著增强了镁合金基体的耐腐蚀性；同时对大肠杆菌表现出强效抗菌活性，且与成骨细胞具有良好的生物相容性。杜、张等人利用过渡金属元素的变价特性，在经等离子体电解氧化（PEO）处理的纯镁表面，构建了镁铁层状双氢氧化物（Mg-Fe LDH）、镁锰层状双氢氧化物（Mg-Mn LDH）涂层，以及羟基氧化铁（FeOOH）、羟基氧化锰（MnOOH）金属氧化物涂层。这些涂层不仅能有效封孔等离子体电解氧化涂层的多孔结构，增强镁合金的耐腐蚀性，还能促进成骨细胞的黏附与分化。研究证实，这类涂层可协同药物治疗与光热治疗（PTT），在细菌与肿瘤细胞内诱导活性氧（ROS）生成，从而有效抑制细菌增殖与骨肉瘤细胞生长。

聚多巴胺（PDA）、卟啉类药物、叶绿素衍生物等光敏剂，是构建光响应涂层的有效辅助材料[291,324]。例如，李等人[292]以聚多巴胺修饰的沸石咪唑酯骨架材料-8纳米颗粒（PDA@ZIF-8）作为光吸收剂，通过水热法在镁-锌-钙合金表面制备了PDA@ZIF-8/LDH复合涂层，赋予材料优异的抗菌性、耐腐蚀性、成骨活性与生物相容性。同样，曾等人[290]通过在微弧氧化涂层表面原位生长氢氧化镁（Mg(OH)₂）过渡层，在AZ31镁合金表面制备出微弧氧化/沸石咪唑酯骨架材料-8@大黄酸（MAO/ZIF-8@Rhein）复合涂层。该复合涂层的光热转换效率达53.4%，借助大黄酸的接触式杀菌作用与光热治疗的协同效应，对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的抗菌率分别达到99.95%和99.90%，同时具备优良的耐腐蚀性。

张等人[291]采用层层自组装技术，在AZ31镁合金表面制备了铜叶绿素（SCC）诱导的磷酸钙复合涂层（(Ca-P/SCC)₁₀），成功开发出一种新型植入材料（图6）。该材料兼具优异的耐腐蚀性、三重抗菌机制（光动力治疗（PDT）、光热治疗、铜离子缓释）与良好的生物相容性。实验表明，依托铜叶绿素的卟啉环结构，该涂层在808 nm近红外光照射下可产生大量活性氧，光热转换效率达42.1%；结合铜离子的持续释放，对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的抗菌率分别达99.9%和99.8%。电化学测试结果显示，该涂层显著提升了基体的耐腐蚀性，析氢速率大幅降低。体外细胞实验证实其具有良好的生物安全性，为可降解镁合金在抗感染骨植入领域的应用提供了创新性解决方案。未来，综合运用上述方法，设计能在术中有效抑制金黄色葡萄球菌等病原体感染的镁基植入物，将是该领域的重要研究方向之一。此外，骨感染常伴随骨溶解现象，因此治疗方案不仅需有效清除病原微生物，还应促进骨缺损区域的快速成骨。

 图6 镁合金表面的(Ca-P/SCC)₁₀涂层

 （A）三重抗菌机制示意图；（B）电化学测试结果；（C）抗菌实验结果。经文献[291]许可转载，2022年，原作者。

4.2 骨修复与骨愈合

针对骨折、骨质疏松、骨肿瘤、关节炎等骨科疾病，具备理想骨整合能力的植入物可促进植入体与骨组织的紧密结合，从而为骨组织提供良好的力学支撑，推动骨再生进程。骨关节炎、骨折、脊柱退行性疾病患者，往往需要植入人工关节、椎体融合器等器件以恢复机体功能。理想的植入物应能减少微动摩擦、防止松动，降低二次手术的必要性。在骨整合中发挥核心作用的镁合金产品包括骨钉、接骨板、椎体融合器等[325]。

成骨是一个复杂的生物学过程：炎症反应是骨愈合的起始阶段，随后软骨细胞与成纤维细胞形成软骨痂，最终骨髓间充质干细胞（BMSCs）与成骨细胞分化形成矿化骨基质。在此过程中，还需要免疫系统、神经血管系统等多个系统的协同参与。在材料科学与医学飞速发展的当下，设计并研发具备生物相容性的镁合金骨科植入物，真正实现快速高效成骨，其设计理念至关重要。

4.2.1 直接成骨诱导

镁基材料的弹性模量与人体骨骼高度匹配，且兼具优异的生物相容性与可降解性，因此具有先天的成骨优势。如2.3节所述，镁基材料的降解产物可增强细胞黏附能力，激活相关信号通路，促进间充质干细胞的成骨分化[101,326,327]。卡斯泰拉尼等人[328]通过对比镁合金与钛合金的骨整合性能发现，镁合金在界面结合强度与促进骨再生方面具有显著优势。另有研究表明，镁合金的弹性模量与骨组织接近，且降解特性可控，能够减轻应力屏蔽效应；其释放的镁离子（Mg²⁺）可激活PI3K/AKT信号通路，促进成骨细胞分化，加速骨矿化进程。界面强度测试显示，镁基植入物的骨结合力比钛合金高约20%，这一优势源于其表面降解形成的羟基磷灰石（HA）层与骨组织的化学键合作用。

合金化与表面改性技术可赋予镁合金额外的生物学功能，例如掺入锆（Zr）、钙（Ca）、锌（Zn）等合金元素，或制备微弧氧化/聚L-乳酸（MAO/PLLA）、等离子体电解氧化-铁（PEO-Fe）、等离子体电解氧化/层状双氢氧化物（PEO/LDH）等表面涂层。张等人[329]制备并对比了不同晶粒尺寸的镁-1锌-0.2钙-1.0氧化镁（Mg-1Zn-0.2Ca-1.0MgO）合金，发现晶粒细化可显著提升材料的力学性能与耐腐蚀性。其中，晶粒尺寸为0.6~0.8 μm的实验组，其骨表面积/骨体积比、骨表面积/组织体积比、骨体积分数均显著优于2~3 μm与5~6 μm的实验组，表明晶粒细化有助于增强合金与天然骨的骨整合效果。

赵等人[293]在大鼠颅骨临界尺寸缺损模型中，系统评估了镁-6锌-2.7稀土（Mg-6Zn-2.7RE，稀土元素包含0.90 wt%钆、0.75 wt%钇、0.96 wt%铈、0.08 wt%镧）合金的降解行为与成骨活性。结果显示，锌与稀土元素的协同掺杂显著提升了镁合金的降解可控性，其体外降解速率较纯镁降低约40%。体内植入12周后，合金膜结构保持完整，降解产物（氢氧化镁与磷酸钙化合物）通过离子扩散与淋巴系统转运参与骨代谢。此外，持续释放的镁离子与锌离子激活PI3K/AKT信号通路，促进成骨细胞分化；实验组骨缺损区域的新生骨体积是钛合金组的2.3倍，且未出现明显的局部炎症反应。

ZX00镁合金是一种专为骨科植入物设计的低合金化医用镁合金（成分为镁-锌-钙），其弹性模量与骨组织高度匹配，降解周期与骨愈合进程同步。霍尔韦格等人[294]在大型生长期动物（绵羊）体内构建胫骨骨干骨折模型，评估了新型低合金化镁-0.45锌-0.45钙（Mg-0.45Zn-0.45Ca）合金骨钉（ZX00）的固定效果与降解性能（图7A）。实验以ZX00镁合金螺钉为实验组、钛合金螺钉为对照组进行骨折固定，术后通过影像学、组织学与力学测试对骨修复效果进行12周随访。结果表明，ZX00合金在骨愈合关键期内可提供充足的力学支撑，降解速率与骨痂形成进程同步，未引发局部炎症反应，也未导致血液中镁离子浓度异常升高；其表面形成的磷酸钙层有效延缓了降解进程，并促进成骨细胞活性，证实该合金在承重骨修复中具有安全性与有效性。

马雷克等人[295]同样在生长期绵羊胫骨的不同骨区域，评估了可降解ZX00合金螺钉与钛合金螺钉的降解行为及骨整合效果（图7B）。研究将螺钉植入胫骨远端骨骺与干骺端，采用多模态影像学技术（临床计算机断层扫描（CT）、显微CT、同步辐射显微CT）结合组织学分析，进行4~12周的随访。结果显示，ZX00螺钉的降解速率为0.23~0.75 mm/年，其中骨骺区域降解速率最快，但整体降解过程均匀可控。骨-植入体接触率随时间与骨组织类型变化，钛合金组的总体骨体积占比更高，而ZX00组的皮质骨增厚效应更为显著。

拉布迈尔等人[331]通过首次人体临床试验与双轨绵羊动物模型，验证了ZX00合金螺钉的降解特性与骨整合效果。该临床试验纳入20例内踝骨折患者（18例完成随访），平均随访时长2.5年。影像学检查显示，18例患者中有17例的螺钉完全降解，15例患者的骨纹理均匀一致；未发现与螺钉相关的并发症，患者自评疼痛与踝关节功能评分优良。仅少数患者出现早期轻度骨关节炎影像学改变，但与螺钉无关联。奥库坦等人将ZX00合金与超高纯镁骨针植入幼龄大鼠体内，发现术后14天内，镁基植入物的降解产物通过上调骨形态发生蛋白2（BMP2）与骨保护素（OPG）的表达水平，促进骨髓腔内成骨；镁基螺钉表面的羟基磷灰石/胶原排列的平行度优于钛合金螺钉，且超高纯镁的降解速率高于ZX00合金[332]。上述实验证实，ZX00螺钉兼具可吸收性与生物活性，为可降解骨科植入物的研发提供了重要依据。

此外，研究证实，在镁合金表面构建氟磷灰石-氟化镁（FAP-MgF₂）双层膜、碳酸钙涂层或透明质酸基涂层，可增强降解过程中磷酸钙盐的沉积，提升材料耐腐蚀性，促进成骨细胞黏附分化，加速骨再生[315,333,334]。经聚合物（如聚乳酸/聚乙醇酸/胶原复合材料）改性的镁合金支架，既能提供力学支撑，又能通过释放镁离子促进成骨；同时聚合物涂层可调控支架的降解进程，增强生物相容性[335]。在大鼠颅骨缺损与兔牙槽骨缺损模型中，该支架通过激活MAPK/ERK1/2信号通路显著促进骨缺损修复，为牙种植手术中牙周膜再生与成骨提供了新策略[336]。

图7 镁合金植入物直接促进骨修复

（A）经骨骺固定的两枚完整螺钉（3周、6周组）与一枚断裂螺钉（12周组）的组织学图像。经文献[294]许可转载，2020年，原作者。

> （B）镁-锌-钙螺钉在生长期绵羊不同骨区域的降解行为与骨整合效果。经文献[295]许可转载，2023年，原作者。

> （C）通过调控巨噬细胞与小胶质细胞实现骨愈合与抗炎微环境的示意图。经文献[13]许可转载，2024年，爱思唯尔出版社。

> （D）促进成骨的促炎组织微环境示意图。经文献[330]许可转载，2021年，原作者。

> （E）镧掺杂层状双氢氧化物（La-LDH）支架的生物学效应示意图。经文献[297]许可转载，2021年，原作者。

> （F）纯镁表面镁铝层状双氢氧化物涂层的成骨、成血管及免疫调控效应示意图。经文献[100]许可转载，2020年，原作者。

4.2.2 骨免疫调控

巨噬细胞是镁基植入物诱导成骨过程中的核心调控细胞，且镁基植入物对巨噬细胞极化具有双向调控作用。在植入初期，镁基植入物通过蛋白吸附、招募炎症细胞、诱导单核细胞分化、促进巨噬细胞向M1表型极化及增强吞噬作用等途径激活炎症反应，强化机体对应激或感染的免疫应答。随后，随着材料降解趋于稳定，镁离子（Mg}^{2+）会促进巨噬细胞向抗炎M2表型极化，使其释放白细胞介素-10（IL-10）、转化生长因子-β（TGF-β）等抗炎细胞因子，减轻炎症反应，并进一步构建利于组织再生修复的抗炎免疫微环境。

陈等人[101]发现，镁-锌-钇-钕（Mg-Zn-Y-Nd）合金可促进巨噬细胞向M2表型极化并分泌IL-10。该研究揭示，巨噬细胞通过全新的IL-10/JAK1/STAT3信号通路及骨膜蛋白基因的关键作用发挥抗炎效应；证实镁合金能够通过该信号通路促进骨膜干细胞（PSCs）向成骨细胞分化，并指出镁合金骨钉在牙槽嵴保存领域具有潜在应用价值。

研究人员利用β-磷酸三钙（β-TCP）涂层改性镁基支架以调控Mg}^{2+释放，结果发现，低浓度Mg}^{2+（100 mg/L）可通过抑制TLR-NF-κB信号通路，抑制巨噬细胞向M2表型极化及抗炎细胞因子的释放；同时通过BMP/SMAD信号通路促进骨髓间充质干细胞（BMSCs）成骨分化[337]。

镁合金颅骨修复实验证实，高纯度镁（HPM）与镁-2 wt%锌合金均能诱导巨噬细胞与小胶质细胞向抗炎表型极化，进而促进颅骨缺损修复（图7C）[13]。镁及其钆基合金（Mg-10Gd）可降低肿瘤坏死因子-α（TNF-α）与白细胞介素-1β（IL-1β）的分泌水平，同时通过OSM及BMP6/SMAD信号通路促进成骨分化[338]。

掺钙、硅的镁-硅-钙（Mg-Si-Ca）合金在植入后早期降解阶段，通过释放Mg}^{2+激活单核-巨噬细胞谱系，从而构建利于间充质干细胞募集与成骨分化的免疫调控微环境。这一过程由植入体-组织界面的自组装多层结构介导：紧邻植入体的是结晶态氧化镁（MgO）与氢氧化镁（Mg(OH)}_{2）层，向外依次为无定形富镁氧化物层、无定形富钙化合物层，最外层则是与矿化骨组织整合的结晶态磷酸钙（CaP）层。这种层级结构实现了材料生物降解与原位成骨的同步进行。此外，靶向调控间充质干细胞中的整合素信号通路，可在植入体周围构建促成骨的组织微环境[330]。

在镁基植入物表面包覆姜黄素、他汀类等免疫调控药物涂层，可实现药物随合金降解的靶向控释。该过程能够促进巨噬细胞向M2表型极化，优化骨免疫微环境，减轻炎症反应，并促进骨髓间充质干细胞的成骨分化及细胞外基质（ECM）矿化，从而加速骨整合进程（图7D）[330, 339]。

经镁铝层状双氢氧化物（Mg-Al LDH）改性的镁植入物，诱导巨噬细胞向M2表型极化的能力显著优于纯镁及氢氧化镁改性镁植入物，骨整合性能更优[100]。镧掺杂镁铝层状双氢氧化物（La-LDH）可中和骨质疏松状态下的酸性微环境，降低破骨细胞活性，并提高巨噬细胞向M2表型的极化比例（图7E）[297, 340]。由镧掺杂镁铝层状双氢氧化物与氧化石墨烯复合而成的纳米涂层，可同时调控破骨细胞生成与成骨过程，为骨质疏松相关性骨折的治疗提供了新思路（图7F）[100]。

上述研究成果为可降解镁合金生物材料的研发与临床应用提供了实验与数据支撑。但镁合金对巨噬细胞的复杂免疫调控作用，以及其在复杂体内环境下对骨愈合的具体影响机制，仍需进一步深入研究。

4.2.3 神经-血管耦合成骨

镁基植入物的降解产物可诱导降钙素基因相关肽（CGRP）释放，进而上调骨膜干细胞的成骨分化水平，促进神经-血管-骨组织的紧密耦合（见2.3.3节），最终加速骨再生[341]。

研究表明，在神经导管中使用可降解镁丝，其促进损伤间隙周围神经再生的效果显著优于高分子材料，且镁植入体可完全降解，不会形成后续瘢痕组织[342]。

张等人[343]通过电化学沉积法制备了聚3,4-乙烯二氧噻吩（PEDOT）改性镁基电极，该电极在小鼠听觉皮层内表现出优异的神经信号记录能力与在体稳定性，证实镁基可降解植入物具有良好的神经安全性。

镁合金作为神经引导导管或支架，可为大段神经缺损的轴突再生治疗提供结构支撑[339]。经纳米材料改性的镁合金更利于细胞黏附、铺展与定向排列；生物活性纳米颗粒的沉积可促进神经元增殖与迁移，且材料释放的Mg2+能够推动周围神经与脊髓损伤的修复（图8A）[344]。例如，在涂层中引入碳纳米管、黑磷等兼具导电性与神经诱导活性的纳米材料，可进一步促进轴突延伸与神经再生（图8B）[298]。

郑等人[346]采用同种髓内钉治疗双膦酸盐诱导的非典型骨折，发现镁可显著促进神经元释放降钙素基因相关肽，有效抑制骨折愈合部位的过度纤维化，提高双膦酸盐相关性非典型骨折的愈合率。

在大型犬类动物眼眶骨大段缺损原位重建实验中，经磷酸钙涂层改性的镁-锌-镓（Mg-Zn-Ga）合金支架，可显著上调降钙素基因相关肽的表达水平并促进血管新生，进而增强骨髓间充质干细胞的成骨分化。

镁-钪-锶（Mg-Sc-Sr）合金相较于对照组与纯镁表现出显著优势：血管内皮生长因子（VEGF）表达水平提升45.5%，血管管腔长度增加80.8%，血管网络分支数提高37.9%；同时显著增强碱性磷酸酶（ALP）活性，使钙化结节形成量增加27%[299]。

离体跖骨实验证实，镁-5钙-1锌（Mg-5Ca-1Zn）合金降解释放的镁、钙、锌离子，可通过促进血管新生并耦合成骨过程，加速骨愈合[68]。

采用锡-钠中间合金技术制备的镁-锡-锌-钠（Mg-Sn-Zn-Na）合金，通过同步释放Mg2+与钠离子（Na+），在体内上调降钙素基因相关肽与骨钙素（OCN）的表达水平，同时促进成骨与血管新生。这种血管-成骨耦合效应加速了骨再生进程（图8C）[296]。

研究人员采用熔融沉积成型技术制备多孔聚醚醚酮（PEEK）支架，并在其表面包覆镁离子螯合聚多巴胺涂层。该改性策略有效促进成骨特异性H型血管向内长入，加速早期骨长入进程（图8D）[345]。

针对感染性骨缺损修复难题，李等人[300]仿生鱼鳞结构构建了“纳米鱼鳞”复合涂层（黑磷/氧化石墨烯，BP/GO）（图8E）。该涂层在植入初期，借助黑磷的近红外光热效应有效清除细菌生物膜，避免局部微环境被污染；中期通过氧化石墨烯的屏障作用调控镁合金降解速率；后期则通过持续释放磷酸根离子促进原位矿化，同时通过增强微管去乙酰化与细胞骨架重组机制激活血管内皮细胞迁移，最终实现血管化骨再生。

图8 

该研究结合理论计算，揭示了黑磷/氧化石墨烯界面增强电子传递的作用机制；通过体外实验验证了涂层对成骨相关基因的上调作用，并在体内实验中证实其可提升骨缺损区域的新生血管密度与骨矿化水平。这项工作为研发集抗菌、降解可控、血管化骨再生功能于一体的多阶段适配型骨科植入物提供了新策略。

因此，对镁基植入物进行合金化、元素掺杂及表面改性时，不仅需考虑材料的耐腐蚀性及对骨再生的直接作用，还应兼顾其与免疫应答、神经血管再生相关的性能。这将有助于拓展镁合金作为骨科植入物的临床应用范围，提高植入成功率。

4.2.4 软骨修复

镁基组织工程材料的发展，为解决软骨组织自我修复能力有限、自体软骨细胞与干细胞移植供体短缺等软骨修复难题提供了新途径。

新西兰白兔体内实验结果显示，张等人[347]设计的用于修复肩袖损伤的新型分体式中空镁合金缝合锚钉，其性能优于传统聚乳酸（PLA）锚钉。具体而言，镁合金锚钉在腱-骨界面显著上调纤维软骨标志物（聚集蛋白聚糖、Ⅱ型胶原、性别决定区Y框蛋白9（Sox9））的表达水平，促进界面软骨分化与细胞外基质形成，从而更有效地推动纤维软骨止点的再生与成熟。

王等人[348]研究发现，将镁棒植入区域的骨膜与肌腱移植物进行二次缝合，可显著促进腱-骨愈合，提升前交叉韧带重建效果。

载淫羊藿苷的多孔镁合金缓释支架，通过缓慢释放淫羊藿苷与Mg}^{2+激活Wnt/β-catenin信号通路，有效促进大鼠膝关节软骨缺损修复（图9A）[349]。

此外，镁合金还可抑制巨噬细胞中p65蛋白的表达，下调NF-κB信号通路转导，抑制巨噬细胞内活性氧的生成及基质金属蛋白酶（MMP）的表达，从而减轻骨关节炎（OA）的炎症反应[351]。

在骨关节炎模型兔的软骨下骨中植入镁及WE43合金圆柱的实验发现，尽管骨量与骨小梁厚度增加超过30%、骨密度有所提升，但该材料对骨关节炎进展及疼痛相关结构具有积极改善作用（图9B）[350]。

上述研究表明，镁基骨组织工程支架为关节软骨修复提供了新方向[352-354]。但目前关于镁基金属材料及其支架直接应用于软骨修复与再生的研究仍较为有限，现有研究大多聚焦于镁离子掺杂水凝胶、氧化镁复合高分子3D打印支架等方向（图9C、D）。

图9 

这种研究现状的成因可能包括：镁基多孔材料制备存在技术难点、镁粉3D打印工艺复杂、镁及其合金的腐蚀速率存在固有制约等[357]。因此，如何选择适宜的合金成分、孔隙率及表面涂层改性方案，以调控镁基支架的降解速率，并促进透明软骨细胞的特异性增殖及神经血管网络修复，是亟待解决与深入考量的关键问题。

4.3 术后肿瘤清除与骨重建

近年来，体外细胞实验与体内动物模型研究均证实，可降解镁基生物材料能有效抑制骨肉瘤（OS）细胞的增殖、迁移与侵袭能力。研究已从科学层面验证，镁基生物材料的降解产物可通过多种机制抑制肿瘤进展，包括碱化肿瘤微环境、清除活性氧（ROS）、调控代谢稳态等（详见2.4节）。同时，材料降解释放的镁离子（Mg2+）可促进骨再生，这使得镁合金成为兼具力学相容性与生物活性的理想植入材料[358-362]。

除传统放化疗外，光热治疗（PTT）、化学动力学治疗（CDT）、磁热治疗（MHT）、靶向药物治疗（抑制特定信号通路）、免疫治疗、溶瘤病毒疗法以及基于基因编辑的嵌合抗原受体T细胞（CAR-T）治疗等新兴肿瘤治疗手段，通过精准调控肿瘤微环境或激活免疫应答，显著提高了晚期骨肿瘤患者的生存率（图10）[363, 364]。镁基植入物与新兴肿瘤治疗手段的协同应用，正成为多模态抗肿瘤研究的重要方向，其可降解特性与功能化改性，为各类治疗方式提供了物理载体与协同增效平台。

 图10 镁合金抗肿瘤作用机制示意图

光热治疗与光动力治疗（PDT）作为无创性肿瘤治疗策略，近年来已被证实对生物医学领域具有革命性意义[365, 366]。常用光热剂包括贵金属纳米颗粒、氧化石墨烯（GO）及其衍生物、过渡金属硫化物、聚多巴胺（PDA）纳米颗粒、黑磷纳米片等[367-369]。光热治疗通常采用两个近红外窗口：近红外一区（NIR-I，750–1000 nm）与近红外二区（NIR-II，1000–1350 nm）。近红外一区应用更为广泛，而近红外二区具备更强的组织穿透能力，更适用于深部肿瘤的治疗。

镁合金可负载光热转换剂（PTA），利用近红外光诱导局部升温（42℃–45℃），实现对肿瘤细胞的直接杀伤。同时，镁降解产生的碱性微环境可增强热疗敏感性，并抑制热休克蛋白的表达。

刘等人[169]在AZ31镁合金表面制备了具有强光热效应的还原氧化石墨烯（rGO）涂层，该涂层在近红外一区照射下，对MG63骨肉瘤细胞表现出显著的抑制效果。杜等人[289]研发了一种表面修饰姜黄素-铁（Cur-Fe）纳米花涂层的多功能可降解镁合金植入物，该植入物兼具抗菌、抗肿瘤与骨修复功能。在近红外光照射下，光热/光动力治疗与化疗的协同作用可显著抑制肿瘤生长；同时，涂层的微纳米结构、表面化学键以及释放的镁离子、亚铁离子（Fe2+），可通过激活PI3K-AKT与Hippo-YAP信号通路，显著促进成骨细胞分化及体内骨再生。

该团队还采用聚乳酸（PLA）、聚己内酯（PCL）、β-磷酸三钙（β-TCP）与镁粉，构建了具有形状记忆特性的智能热敏3D打印支架。在近红外一区照射下，支架可在48℃发生形变，同时展现出高温介导的抗肿瘤能力；在温和光热治疗条件下（42℃），该支架可促进巨噬细胞向M2表型极化，减轻局部炎症，促进促修复因子释放，进而推动成骨进程[370]。

光热治疗与光动力治疗的核心优势在于无创性、靶向性、可控性，且可与其他疗法协同联用。但该技术仍面临组织穿透深度有限、光热剂生物相容性不足、安全性隐患等亟待解决的挑战。未来，针对体内植入场景，在镁基植入物表面研发兼具高光热转换效率与优异生物安全性的改性涂层，将是该领域的核心研究方向。

化学动力学治疗是一种主要依赖芬顿反应或类芬顿反应产生羟基自由基（•OH），进而诱导肿瘤细胞凋亡的治疗方法[371]。研究表明，铁、锰、钴等多种过渡金属离子均具有催化活性，因此大量研究致力于将这些离子引入纳米药物体系以激活化学动力学治疗[372-374]。事实上，将此类离子引入镁合金表面亦是可行策略，但相关研究仍较为有限。

镁合金具备诱导局部pH升高的优势，可优化芬顿反应效率，实现活性氧介导杀伤与微环境调控的双重协同增强。例如，张等人[301]通过水热法与热还原法，在AZ31镁合金表面制备了热还原羟基氧化铁（TR-FeOOH）涂层。热还原过程可破坏部分表面铁-羟基键（Fe-OH），提高涂层中亚铁离子含量，显著增强过氧化物酶活性。该涂层实现了光热治疗与化学动力学治疗的协同整合：在近红外一区照射下，材料可产热并激活亚铁离子的催化活性，在体外诱导肿瘤细胞铁死亡，并在体内展现出优异的抗肿瘤性能。

磁热治疗的实现方式通常分为两种：一是利用磁性纳米颗粒（MNP）在交变磁场（AMF）下的磁滞损耗与弛豫效应诱导局部升温，进而实现磁热治疗；二是利用金属导体在交变磁场下的涡流热效应，对靶向区域进行精准加热以达到治疗目的。

在交变磁场作用下，低电阻率、高导电性的块状金属可通过涡流热效应产生环形涡流，并借助材料自身电阻，通过焦耳热效应将电磁能转化为热能。尽管镁合金本身不具备磁性，但其低电阻率特性使其即使在低磁场强度下也能高效产热，同时兼具优异的生物相容性、可降解性与骨再生能力[375]。

例如，陈等人[302]研究了一种可快速降解的镁-铝-钙（AX）合金，该合金通过降解产氢与交变磁场下产热的双重作用抑制肿瘤生长。体内实验证实，AX合金棒在交变磁场作用5分钟内，即可将周围组织温度快速提升至50℃以上，有效抑制肿瘤增殖。

葛等人[303]将镁棒的涡流热效应与免疫检查点阻断（ICB）疗法相结合，实现了对肿瘤细胞增殖的有效抑制。磁热治疗可增强T细胞浸润并促进巨噬细胞向M1表型极化，同时镁棒自身也表现出显著的成骨活性。

杨等人[304]将磁热治疗与化疗药物阿霉素（DOX）联用，在交变磁场作用下，镁棒产热既实现了磁热治疗，又可促进阿霉素释放，二者协同抑制肿瘤生长。体内动物实验证实该策略具有显著的肿瘤消融效果，适用于深部肿瘤的治疗。

此外，镁合金还可作为靶向药物（如mTOR抑制剂）与免疫检查点抑制剂（如PD-L1抗体）的局部递送载体。借助微弧氧化（MAO）、层状双氢氧化物（LDH）等涂层的负载能力，可实现药物的控释，进而与免疫治疗、药物治疗联用。其降解产物羟基离子（OH-）可逆转免疫抑制性肿瘤微环境，促进细胞毒性T淋巴细胞（CTL）浸润。

研究人员在镁合金表面构建了氢氧化镁-聚多巴胺（Mg(OH)2-PDA）包覆阿霉素的复合涂层，该涂层具备优异的光热效应，可实现温度/酸响应性药物释放，在协同抑制骨肉瘤的同时，促进术后骨整合[376]。

双膦酸盐（BPs）具有直接抗肿瘤活性，李等人[305]在可降解镁-锶合金颗粒表面合成了负载含氮双膦酸盐的微弧氧化涂层。体内实验显示，该双膦酸盐涂层镁颗粒可有效抑制骨肉瘤的复发与生长。

陈等人[306]在ZE21C镁合金表面构建了聚多巴胺螯合铁的复合涂层（FeOOH/PDA-Fe），该涂层具有优异的光热抗肿瘤功能，光热转换效率达51.5%；同时可诱导骨肉瘤细胞铁死亡，释放高迁移率族蛋白B1（HMGB1），促进肿瘤相关巨噬细胞（TAM）向促炎M1表型极化，进而激活固有免疫应答。

在溶瘤病毒疗法与嵌合抗原受体T细胞治疗中，镁合金支架可通过表面微纳米结构定向负载病毒载体或免疫细胞。其构建的碱性微环境可增强溶瘤病毒的复制特异性，持续释放的镁离子则可激活STING信号通路，提高嵌合抗原受体T细胞的存续时间与肿瘤靶向性。

例如，李等人[307]研发了一种镁植入物，该材料通过激活cGAS-STING信号通路，协同诱导骨肉瘤细胞自噬性死亡与碱性代谢崩溃。镁降解释放的离子可通过TRPM7通道触发细胞自噬，同时碱性微环境可抑制糖酵解与氧化磷酸化，导致肿瘤细胞代谢崩溃；cGAS-STING通路则通过促进LC3脂化与己糖激酶2（HK2）抑制，进一步放大抗肿瘤效应。此外，镁可通过增强巨噬细胞M1极化、CD8⁺ T细胞浸润及γ-干扰素（IFN-γ）分泌，重塑肿瘤微环境，构建持续免疫应答。该策略为骨肿瘤治疗提供了一种多机制协同、临床转化潜力高的新型治疗方案。

5 总结与展望

镁基材料凭借优异的生物相容性、可降解性，以及与人体骨骼相近的弹性模量和密度，已成为骨科领域最具发展前景的固定植入材料之一。尽管具备上述显著优势，但镁及其合金降解速率过快，可能在体内引发皮下气肿、炎症反应等不良反应。本综述系统总结了镁基材料的最新研究进展，重点阐述了如何通过微观结构调控（合金化与加工工艺）与表面处理提升材料的力学支撑能力与耐腐蚀性，同时通过直接作用或调控免疫-神经血管耦合，赋予材料抗菌、抗肿瘤、促进成骨分化等功能。

为推动镁及其合金在骨植入领域的进一步应用，可降解镁基植入物的未来发展方向如下：

1.  优化力学性能，协同调控降解速率，使其匹配骨骼生理需求；

2.  开发优选抗菌元素，构建功能协同增强体系，实现抗菌、抗炎、骨修复的协同增效；

3.  构建神经调控系统，推动“神经-骨骼-植入物”复合体的协同修复；

4.  建立智能响应调控系统，集成智能组件以实现生理参数监测；

5.  搭建人工智能驱动的精准设计系统，依托大数据与机器学习缩短研发周期。