鈦及其合金因具有良好的力學性能和生物相容性，已成為骨科應用最廣泛的植入物材料之一。植入物相關感染是骨科內植物手術失敗的主要原因。植入物表面抗感染修飾在預防感染的領域中多受重視，發展迅速。該文著重對國內外使鈦植入物具有抗菌黏附、殺菌活性或抗生物膜活性的單純抗感染表面修飾研究現狀以及在抗感染基礎上同時促進骨整合、成骨或具有免疫調節作用的復合功能表面修飾的研究進展進行綜述，為構造具有復合功能的骨科植入物材料提供參考。
引用本文： 陳力, 邢飛, 項舟, 段鑫. 骨科鈦植入物抗感染表面修飾的研究進展. 華西醫學, 2023, 38(10): 1578-1584. doi: 10.7507/1002-0179.202207144 復制
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鈦及其合金因具有良好的力學性能、生物相容性以及一定的抗菌活性，被廣泛應用于骨科植入物材料[1]。但鈦植入物手術的失敗率在臨床上仍然非常高，其主要原因是植入物相關感染，常常需要翻修手術，且患者預后不良[2]。植入物相關感染大致分為致病菌黏附定殖、增殖聚集和生物膜成熟分散 3 個階段[3]。預防感染的策略多種多樣，臨床上常用的如術前向患者進行健康宣教、術中無菌操作以及術后預防性應用抗菌劑等。其中預防性全身應用抗菌劑長期以來都是骨科植入物手術的標準程序。然而，抗菌劑難以通過血液循環在感染部位達到足夠高的濃度以有效對抗細菌，且隨著抗菌劑的全身給藥，細菌產生耐藥性的風險也隨之增高。隨著鈦植入物的大量應用，抗感染表面修飾在預防感染策略中也頗受關注，是一個跨材料學、醫學、微生物學等多學科的研究領域，其主要表現形式為抗菌涂層。國內外學者對此進行大量研究，從早期在鈦植入物表面單純物理附著抗菌物質，到后來結合多種物理化學方法制備復雜涂層。隨著研究的深入，大量的材料被制備，新技術被提出，對鈦植入物表面修飾的要求也隨之提高。早已不局限在抗菌性能上，更多地是向復合功能橫向發展，如同時具備促進骨整合、成骨等功能。本文著重對國內外鈦植入物表面修飾的研究進展進行綜述，指出單純抗感染表面修飾和復合功能表面修飾各自的優點和不足之處，為構造具有抗感染等復合功能的骨科植入物材料提供參考。
1 單純抗感染表面修飾
1.1 具有抗黏附性的表面修飾
細菌黏附是植入物相關感染的啟動因素，從進入宿主體內到最終目的地的過程中，細菌會遇到各種黏附表面，最開始的黏附是快速可逆的，細菌與被黏附表面間的作用力較弱而易脫離；而隨著黏附的進展，細菌不斷分泌一些細胞外聚合物，增強與表面的作用力，從而形成不可逆的黏附[1]。抵抗細菌在鈦植入物表面黏附定殖，從初始步驟阻斷感染的進程，感染發生率將大幅度降低。影響植入物表面細菌黏附定殖的因素有植入物表面形態、物理化學性質、環境中病原體數量、病原體黏附性強弱等。通過表面改性技術來改變植入物表面粗糙度、疏水性、化學性質及表面電位等來破壞細菌分子對表面的識別以影響其相互作用，可減少細菌黏附定殖，從而達到抗菌的效果。
改變鈦植入物表面的粗糙度對細菌黏附的影響巨大，通過熱處理和陽極氧化可在鈦植入物表面形成二氧化鈦納米管，鈦納米顆粒和二氧化鈦納米管的協同作用可降低革蘭陰性菌和革蘭陽性菌的黏附力，并且其抗菌特性的強弱與鈦納米管的直徑有關。與水接觸角大于 150°的表面被稱為超疏水表面，這種結構因其能防止蛋白質和細菌黏附，在抗菌領域受到大量關注。Chua 等[4]在鈦植入物表面涂覆多層透明質酸和殼聚糖之后，使鈦植入物表面形成超疏水表面，對金黃色葡萄球菌的黏附率平均降低 80%。Goodmab 等[5]將一些聚合物涂層如具有疏水性的聚甲基丙烯酸、聚氧化乙烯或抗蛋白聚乙二醇等應用于鈦植入物表面，發現也能顯著抑制細菌的黏附。有研究者先用熱化學處理來改變鈦植入物表面形態，再用聚乙二醇和硅烷改性，形成的超疏水微納米結構能顯著降低細菌細胞黏附[6]。另外一種能有效減少細菌黏附的方法是等離子體表面改性技術，不僅可以提高涂層的附著力，還可以通過氧化、硝化、水解和胺化來增加鈦植入物的表面能和疏水性，誘導其抵抗細菌黏附[7]。然而，這些被動的抗黏附涂層的抗菌效果是有限的，對不同細菌的效果差異巨大，很少能表現出廣譜的抗菌性，且常帶有一定的細胞毒性，從而損傷成骨細胞的生物學功能。
1.2 具有抗菌活性的表面修飾
1.2.1 抗菌金屬
抗菌金屬是一類可顯著抑制細菌生長增殖的金屬材料。近年來，已有研究顯示含銀的鈦植入物對多種細菌具有良好的抗菌作用[8]。銀是一種長期抗菌效果突出的無機殺菌劑，其抗菌作用主要是由銀離子的釋放來介導的，銀離子能與細菌細胞壁發生肽聚糖反應，干擾其滲透性，破壞細胞壁，從而滅活細菌[9]。也有報道稱，銀離子是通過增加細胞膜的通透性，產生活性氧，通過氧化應激來阻斷核酸的復制，從而導致細胞死亡[10]。銀能在極低的濃度下表現出殺菌或細菌靜止活性，同時還具有化學穩定性、耐熱性和低細菌耐藥性等特點，這使得銀在抗菌領域應用非常廣泛，包括薄納米涂料、固體或水凝膠材料、生物活性合金及微納米粒子領域等。不過，高濃度的銀具有細胞毒性，人類細胞能承受的銀濃度是有限度的。因此，探究在不損害正常組織的情況下最大限度地發揮銀殺菌性能的最佳銀濃度或最佳銀釋放速率成了一個很有意義的研究方向。隨著生產納米級銀顆粒的技術屏障被攻破，有著更優秀的化學反應活性、更大的溶解性和更強的抗菌活性的銀納米顆粒開始在抗菌領域嶄露頭角。Poon 等[11]研究表明 20～25 nm 的銀納米顆粒能有效殺菌而不會引起顯著的細胞毒性，表現出良好的生物相容性，這更是讓銀納米顆粒迅速成為抗菌領域里炙手可熱的材料。
Zhao 等[12]將鈦植入物浸泡在硝酸銀溶液中，并通過紫外線照射，成功制備了負載銀納米顆粒的二氧化鈦納米管，發現其能在最初幾天幾乎殺死懸浮液中的所有細菌，并且能保持 30 d 抗菌能力不下降。雖然負載銀納米顆粒存在一定程度的細胞毒性，但是能通過控制銀的釋放速率來降低，使其安全性保持在一個可以接受的水平。Cazzola 等[13]利用化學蝕刻-氧化處理和銀原位還原反應將銀納米顆粒固定在鈦植入物表面，通過在氧化處理過程中添加銀前體的時間早晚來調節樣品的殺菌作用和生物毒性。還有學者通過在鈦植入物和銀納米顆粒之間加入生物相容性優秀的物質來降低其細胞毒性，如通過電化學陽極氧化法在鈦植入物表面制備載聚多巴胺和銀納米顆粒的二氧化鈦納米管涂層，在體外和體內均表現出令人滿意的殺菌活性[14]。抗菌金屬材料還有金、銅、鉛、錫、鋅等，它們也活躍在抗菌領域的前沿，但是生物毒性是此類材料難以逃避的難題，值得更加深入的研究。
1.2.2 抗菌劑
在鈦植入物表面覆蓋能釋放抗菌劑的涂層也是抗菌領域一個經久不衰的研究方向。這種涂層大多是將抗菌劑加入能與鈦表面緊密結合的負載材料中來制備，這種局部使用抗菌劑的方式既能在特定部位取得較好的抗菌效果，又不易產生全身毒性和耐藥性[15]。在鈦植入物表面修飾中運用較多的抗菌劑包括慶大霉素、頭孢菌素、羧芐青霉素、妥布霉素和萬古霉素等。這些抗菌劑能有效減少鈦表面的鏈球菌、表皮葡萄球菌、金黃色葡萄球菌和大腸桿菌等的增殖[16]。負載和釋放抗菌劑的材料首先需耐熱，因為這種涂層的制作往往是在高溫條件下進行的；其次還需要方便抗菌劑的摻入以及合適的藥物釋放速率，這些因素都會明顯影響抗菌劑的有效性。常見的負載材料有可生物降解聚合物、聚氨酯、碳酸化羥基磷灰石和多孔羥基磷灰石等[17]。
已有研究表明在鈦植入物的多孔羥基磷灰石涂層中負載抗菌劑后，與標準多孔羥基磷灰石涂層相比，在預防感染方面有顯著改善[18]。然而，在抗菌劑釋放完之后，鈦植入物的抗菌效果將明顯減弱，無法長期作用；而單純的抗黏附表面修飾雖能使鈦植入物在較長時間內保持抗菌性能，卻無法處理在植入內植物前就已經定殖的細菌以及被排斥在植入物周圍的細菌。Lv 等[19]利用具有抗黏附作用的殼聚糖和海藻酸鈉的逐層自組裝技術，在鈦植入物表面制備負載米諾環素的抗菌多層涂層，將兩者優點結合起來。米諾環素是一種廣譜的四環素類抗菌劑，從鈦植入物表面釋放，能使局部獲得短期強效的抗菌作用[20]。而殼聚糖和海藻酸鈉具有表面電荷和疏水性，能夠抑制細菌的黏附，即使在米諾環素完全釋放后仍能保持較持久的抗菌作用[20]。不過此類涂層與許多聚合涂層類似，其機械性能是否能滿足骨科手術對抗擠壓和抗剪切的需求還需要更多的研究來證明。
傳統抗菌劑在抗菌涂層上的應用效果并沒有達到研究者們的期望，他們更期待找到具有對病原體高選擇性、持久抗菌活性、對宿主細胞更小毒性的新分子[21]。作為天然分子的抗菌肽的出現似乎滿足了這些要求，其具備廣譜殺菌活性、持久抗菌活性及生物安全性，逐漸成為研究熱門[22]。已有研究表明，鈦植入物表面單獨的抗菌肽涂層比銀納米粒子或其組合對金黃色葡萄球菌更有效[23]。Kazemzadeh-Narbat 等[24]將抗菌肽裝載到鈦植入物表面的磷酸鈣涂層上，發現抗菌肽在最初的幾小時內出現暴發性釋放，隨后緩慢而穩定釋放 7 d，該涂層對金黃色葡萄球菌和銅綠假單胞菌具有超強的殺菌效果，并且在體外試驗未發現明顯細胞毒性。Zhou 等[25]通過氫鍵將抗菌肽與銀納米顆粒連接，并應用膠原結構-仿生絲素蛋白攜帶銀納米顆粒-抗菌肽來實現抗菌效果。近期有研究表明，抗菌肽和銀納米粒子在抑制耐甲氧西林金黃色葡萄球菌方面具有一定的潛力[26]。雖然抗菌肽高昂的生產成本對它的研究和使用造成了一定的限制，但其良好的生物相容性讓更多的學者對它的前景充滿期待。
1.2.3 光誘導抗菌
近年來，許多金屬氧化物、金屬納米顆粒、金屬有機框架、過渡金屬鹵化物和二維材料等已被用于抗菌，它們具有優秀的光催化性能，能產生活性氧，破壞細菌細胞膜、DNA 和蛋白質，從而殺滅細菌[27]。這種新型的不依賴抗菌劑的抗菌策略對抗耐藥細菌的治療至關重要[28]。
有研究通過基于拓撲化學轉化的堿-酸雙向水熱法在鈦植入物表面制備出具有近紅外光響應的二氧化鈦超表面，在低功率近紅外照射 10 min 后，表現出良好的抗菌活性[29]。Hlabangwane 等[30]將光敏劑四甲氧基卟啉吸附到鈦植入物表面，四甲氧基卟啉可以顯著增強二氧化鈦的光動力作用，使金黃色葡萄球菌在 30 min 光照后表現出 100%的抑菌作用。光熱效應源于光子與晶格的相互作用，使晶格振動，導致材料溫度升高，從而殺滅細菌[27]。Tian 等[28]成功制備了近紅外光響應的同時具備光熱和光動力效應的二硼化鈦植入物，在硼與鈦之間形成內建電場，極大地增強了鈦的光催化性能，對大腸桿菌和耐甲氧西林金黃色葡萄球菌的抑制率達到 99.99%。然而，就像是抗菌金屬一般，光誘導抗菌表面修飾材料也具備不同程度的生物毒性。此外，如果光誘導抗菌表面修飾的內植物植入體內的部位比較淺表，是否會長期受到光照的影響也無從得知。
1.3 具有抗生物膜活性的表面修飾
致病菌定殖后分泌的某些胞外多糖能通過信號轉導，加速細胞間的黏附聚集，形成一種由菌落和其產生的細胞外基質組成的三維立體結構，稱為生物膜[31]。有研究表明，約 65%的細菌感染都是由形成生物膜的細菌引起的[32]。生物膜常通過掩蓋病原體相關分子模式來保護細菌細胞免受免疫系統的檢測，增強對抗菌劑的耐藥性[33]，可能需要 500～5000 倍對浮游細菌有效的抗菌劑濃度才能有效殺滅生物膜中的細菌[34]。因此，生物膜的形成使細菌能在宿主體內長久生存，并可作為感染傳播的儲存庫，常導致遷延不愈的感染[35]。由此可見，抗細菌生物膜策略在預防感染方面發揮著重要作用，如抗微生物肽、強效抗菌劑、防止細菌黏連的表面修飾、具有抗菌活性的納米顆粒及物理方法去除生物膜的新技術都被認為是非常有前景的抗感染方法[36]。
最常見也最易理解的方法是在鈦植入物表面結合強效、廣譜抗菌劑。Kucharíková等[37]用硅烷錨將萬古霉素和卡泊芬凈共價結合到鈦植入物表面，與對照組相比，萬古霉素鈦植入物表面金黃色葡萄球菌的生物膜形成減少了 99.9%以上，卡泊芬凈鈦植入物表面的白色念珠菌的生物膜形成減少了 89%。以傳統抗菌劑來殺滅生物膜中的致病菌，這樣的方法固然直接且有效，但卻不得不面對耐藥性的難題。有研究者針對這一難題開發出一種由 5-芳基-2 氨基咪唑共價附著于鈦植入物表面的特異性抗菌膜活性涂層，能特異性干擾生物膜的形成而不依靠直接殺死細菌，難以引起細菌耐藥[38]。這類共價結合在鈦植入物表面的新型抗菌劑的研究還有很多，如作為生物膜活性抑制劑的 2-氨基咪唑能高效殺滅金黃色葡萄球菌生物膜菌株[39]；天然存在的氨基醇鞘氨醇共價結合在鈦植入物表面后能夠清除 99%以上的浮游和固著表皮葡萄球菌生物膜菌株[40]。此外，銀、金、鋅、銅或鎂等金屬改性鈦植入物表面可加速電子交換，能產生活性氧或電子耗盡區，并擾亂細菌功能的正常調節，從而減少生物膜的形成[41]。光催化效應在抗生物膜策略中的研究也不少，有研究者在鈦植入物表面構造了具有 P-N 異質結的基于鈦酸鈣和纖維紅磷的抗生物膜涂層，在近紅外光的激發下，對耐甲氧西林金黃色葡萄球菌生物膜的清除率在 99%以上[42]。還有研究者通過體外試驗發現，在鈦植入物表面形成生物膜后，即使通過有效的抗菌治療，多種生物膜仍能通過改變的微生物多樣性和組成在 2 d 內再生[43]。這警示我們種植體周圍感染的預防遠比治療更重要，一旦形成生物膜，便需要更加有效的根治方式，值得更加深入研究。
2 復合功能的表面修飾
2.1 同時促進骨整合的抗感染表面修飾
植入物失敗的另一重要原因是植入物磨損和骨整合不良導致的無菌性松動。骨整合通常指植入物表面與礦化組織之間的直接接觸。這種直接接觸的結構能有效地分散應力，既保證了植入物的穩固，又減少對周圍組織的危害。骨整合的早期建立和穩定維持是植入物長期有效的關鍵。然而，鈦固有的表面生物惰性會影響植入物的骨整合性能。部分學者通過改變鈦植入物表面納米形貌來影響骨細胞網絡結構，并增加植入物周圍骨組織質量，從而增強骨整合[44]。還有學者使用金屬離子對鈦植入物表面進行改性，通過激活相關信號通路促進細胞附著，誘導骨整合[45]。另有學者通過共價接枝技術將效果分子錨定在鈦植入物表面以促進骨整合，讓骨科植入物表面修飾有了更多的可能[25]。
近年來，許多學者已經對制備鈦植入物表面同時具備抗感染和促進骨整合的復合功能涂層進行了各種嘗試，如 Sun 等[46]使用聚甲基丙烯酸縮水甘油酯刷對鈦植入物進行功能化，再將季銨化聚乙烯亞胺和阿侖膦酸酯共價結合到聚甲基丙烯酸縮水甘油酯刷上，構建出早期抑制細菌感染、晚期增強骨整合的復合功能植入物。Yang 等[47]發現左旋賴氨酸的 2 種聚合物中一種有明顯的抗菌作用，另一種能促進細胞附著、增殖和分化；他們在鈦植入物表面制備了具有 2 種聚合物單元的超支化聚賴氨酸涂層，涂層表面可以觀察到廣泛的絲狀和片狀孔道，能夠顯著增強細胞-基質相互作用和細胞的黏附、鋪展和增殖，同時擁有良好的抗菌和促進骨整合的特性。此外，還有學者另辟蹊徑，跳出傳統的鈦植入物表面改性的框架，從藥物輸送系統著手，如抗菌藥物輸送系統、抗骨吸收藥物輸送系統，這已被證明是抗菌和改善骨整合的一種有效策略[48]。這種藥物運輸系統還能與傳統的表面修飾方法相結合，在實現抗菌和骨整合的基礎上進一步發展，讓復合功能表面修飾的道路更加寬廣。
2.2 同時促進成骨的抗感染表面修飾
除了植入物相關感染以外，骨融合延遲也是骨科術后的常見并發癥。特別對于骨密度低、骨代謝異常、破骨細胞活性高的骨質疏松和糖尿病患者來說，促進成骨至關重要。在對植入物表面修飾所具備的功能要求逐漸增高的背景下，如何在抗感染的同時還具備促進成骨功能也是頗有前景的研究方向。
近年來，隨著對微/納米結構和仿生學的深入研究，模擬荷葉、壁虎和鯊魚皮等在鈦植入物表面構建的微/納米結構，具有顯著的殺菌性能。因為它們能夠通過微/納米結構破裂細菌細胞來殺死附著的細菌，同時還能促進成骨細胞的黏附，在抗菌和成骨方面都表現出巨大的潛力[49-50]。相比物理改性，鈦植入物表面化學改性在促進成骨方面的研究更加深入。Yuan 等[51]在鈦種植體表面涂覆一層二硫化鉬/聚多巴胺-精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸涂層，經近紅外光處理后，涂層表面的金黃色葡萄球菌被清除，而骨髓間充質干細胞能在表面附著增殖、成骨分化。Liu 等[52]使用具有抗菌潛能的植酸作為鈦和鎂的交聯分子，在鈦植入物表面構建植酸鎂涂層，在具有優秀抗菌性能的基礎上，對人骨間充質干細胞也有良好的的黏附、增殖和成骨分化作用。Wang 等[53]通過陽極氧化在鈦植入物表面構建二氧化鈦納米管，然后用柚皮苷負載的沸石咪唑酯骨架-8 對其進行改性，得到具有 pH 響應特性的涂層，對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌表現出優秀抗菌特性的同時還能顯著增強成骨細胞的增殖和成骨分化。此外，免疫系統在骨骼再生中也起著重要的作用，能與各種骨細胞通信，平衡成骨和破骨細胞的分化[54]。Chen 等[55]使用聚多巴胺作為交聯分子，將姜黃素交聯到銅鈦合金植入物表面，通過在炎癥狀態下激活巨噬細胞極化來發揮部分抗菌作用，同時在生理和炎癥狀態下來促進骨髓間充質干細胞的成骨分化。成骨效果在骨科植入物手術療效監測中是至關重要的一部分，在未來，促進成骨也應當成為骨科植入物的基礎功能，并且將骨免疫調節和促進成骨結合也值得更深入的研究。
2.3 同時具有免疫調節功能的抗感染表面修飾
近年來，骨免疫調節在骨智能材料的開發和應用中受到越來越多的關注。免疫細胞產生的炎性因子在減少骨科植入物手術術后并發癥并保持長期穩定性方面起重要的作用[56]。免疫系統會將植入物識別為異物，然后引起細胞和組織反應以包裹異物。降低異物反應在骨科植入物手術中一直是一個挑戰，過強的異物反應可能會導致嚴重的植入后并發癥。鈦雖是骨科應用最廣泛的植入物材料，但純鈦的骨免疫調節能力卻并不突出，常常需要對鈦植入物進行表面修飾來增強。
有研究者模仿豬籠草光滑表面構建了一種光滑的骨科植入物表面，這種表面不僅具有對細胞、蛋白和細菌的持久、極端的排斥作用，表現出極強的抗菌作用；還能顯著減少巨噬細胞的黏附，從而減弱甚至避免局部免疫反應，這種免疫調節作用被稱為免疫逃避性[57]。這種特性導致的免疫反應降低可能會解決植入后的過度異物反應。然而，免疫反應是人體的自我保護機制，逃避免疫反應可能會使局部變得不可知，不排除引發更嚴重后果的可能性。另外，這種光滑表面的局限性之一在于對骨細胞的排斥，導致骨整合和骨生長不良[58]。還有學者對骨免疫調節的研究是通過巨噬細胞的極化，調節骨髓間充質干細胞的成骨分化基因表達，從而增強其植入后的成骨功能[59]。Xue 等[60]通過微弧氧化在鈦植入物表面構建富含硅、磷雙離子和分層多孔二氧化鈦微/納米結構，不僅能通過近紅外光照射引發的光熱效應有效地殺死細菌，還能在不同的感染階段實現巨噬細胞的 M1 到 M2 極化，并加速骨髓間充質干細胞的募集、增殖和成骨分化。
3 結論與展望
骨科鈦植入物表面修飾的研究在近幾十年來一直受到學者們重視，從僅具有抗黏附性、殺菌活性或是抗生物膜活性的單純抗感染表面修飾，迅速發展到具有抗感染作用、促進成骨和骨整合等復合功能的表面修飾。材料學的迅速發展以及與醫學的交叉日益加深，不斷有新材料發現和新技術提出，讓鈦植入物表面修飾的構建更復雜的同時功能也愈發廣泛。單純的抗感染效果已經不再是全部的追求，而是所有鈦植入物表面修飾都應當具備的基礎功能，而這種基礎還應擴展到對骨愈合意義重大的骨整合與成骨上。
目前，這些復合功能的鈦植入物表面修飾在體外試驗和動物實驗中取得非常顯著的成果，但離應用于臨床解決實際問題還有一段距離，甚至有部分研究受限于成本、技術和法律，在當下基本難以運用于臨床。但不可否認的是，在目前看來缺乏臨床意義的復合功能表面修飾很可能會成為未來理想的植入物不可或缺的一部分，而如何解決它們的局限性從而將其應用于臨床實踐中也正是未來這一領域的重要研究方向，需要更深入的研究。
作者貢獻：陳力、邢飛負責綜述構思、資料搜集、觀點形成、文章撰寫及修改；段鑫負責綜述立題、構思建議、文章初稿修改；項舟負責對綜述構思提出建議。
利益沖突：所有作者聲明不存在利益沖突。
鈦及其合金因具有良好的力學性能、生物相容性以及一定的抗菌活性，被廣泛應用于骨科植入物材料[1]。但鈦植入物手術的失敗率在臨床上仍然非常高，其主要原因是植入物相關感染，常常需要翻修手術，且患者預后不良[2]。植入物相關感染大致分為致病菌黏附定殖、增殖聚集和生物膜成熟分散 3 個階段[3]。預防感染的策略多種多樣，臨床上常用的如術前向患者進行健康宣教、術中無菌操作以及術后預防性應用抗菌劑等。其中預防性全身應用抗菌劑長期以來都是骨科植入物手術的標準程序。然而，抗菌劑難以通過血液循環在感染部位達到足夠高的濃度以有效對抗細菌，且隨著抗菌劑的全身給藥，細菌產生耐藥性的風險也隨之增高。隨著鈦植入物的大量應用，抗感染表面修飾在預防感染策略中也頗受關注，是一個跨材料學、醫學、微生物學等多學科的研究領域，其主要表現形式為抗菌涂層。國內外學者對此進行大量研究，從早期在鈦植入物表面單純物理附著抗菌物質，到后來結合多種物理化學方法制備復雜涂層。隨著研究的深入，大量的材料被制備，新技術被提出，對鈦植入物表面修飾的要求也隨之提高。早已不局限在抗菌性能上，更多地是向復合功能橫向發展，如同時具備促進骨整合、成骨等功能。本文著重對國內外鈦植入物表面修飾的研究進展進行綜述，指出單純抗感染表面修飾和復合功能表面修飾各自的優點和不足之處，為構造具有抗感染等復合功能的骨科植入物材料提供參考。
1 單純抗感染表面修飾
1.1 具有抗黏附性的表面修飾
細菌黏附是植入物相關感染的啟動因素，從進入宿主體內到最終目的地的過程中，細菌會遇到各種黏附表面，最開始的黏附是快速可逆的，細菌與被黏附表面間的作用力較弱而易脫離；而隨著黏附的進展，細菌不斷分泌一些細胞外聚合物，增強與表面的作用力，從而形成不可逆的黏附[1]。抵抗細菌在鈦植入物表面黏附定殖，從初始步驟阻斷感染的進程，感染發生率將大幅度降低。影響植入物表面細菌黏附定殖的因素有植入物表面形態、物理化學性質、環境中病原體數量、病原體黏附性強弱等。通過表面改性技術來改變植入物表面粗糙度、疏水性、化學性質及表面電位等來破壞細菌分子對表面的識別以影響其相互作用，可減少細菌黏附定殖，從而達到抗菌的效果。
改變鈦植入物表面的粗糙度對細菌黏附的影響巨大，通過熱處理和陽極氧化可在鈦植入物表面形成二氧化鈦納米管，鈦納米顆粒和二氧化鈦納米管的協同作用可降低革蘭陰性菌和革蘭陽性菌的黏附力，并且其抗菌特性的強弱與鈦納米管的直徑有關。與水接觸角大于 150°的表面被稱為超疏水表面，這種結構因其能防止蛋白質和細菌黏附，在抗菌領域受到大量關注。Chua 等[4]在鈦植入物表面涂覆多層透明質酸和殼聚糖之后，使鈦植入物表面形成超疏水表面，對金黃色葡萄球菌的黏附率平均降低 80%。Goodmab 等[5]將一些聚合物涂層如具有疏水性的聚甲基丙烯酸、聚氧化乙烯或抗蛋白聚乙二醇等應用于鈦植入物表面，發現也能顯著抑制細菌的黏附。有研究者先用熱化學處理來改變鈦植入物表面形態，再用聚乙二醇和硅烷改性，形成的超疏水微納米結構能顯著降低細菌細胞黏附[6]。另外一種能有效減少細菌黏附的方法是等離子體表面改性技術，不僅可以提高涂層的附著力，還可以通過氧化、硝化、水解和胺化來增加鈦植入物的表面能和疏水性，誘導其抵抗細菌黏附[7]。然而，這些被動的抗黏附涂層的抗菌效果是有限的，對不同細菌的效果差異巨大，很少能表現出廣譜的抗菌性，且常帶有一定的細胞毒性，從而損傷成骨細胞的生物學功能。
1.2 具有抗菌活性的表面修飾
1.2.1 抗菌金屬
抗菌金屬是一類可顯著抑制細菌生長增殖的金屬材料。近年來，已有研究顯示含銀的鈦植入物對多種細菌具有良好的抗菌作用[8]。銀是一種長期抗菌效果突出的無機殺菌劑，其抗菌作用主要是由銀離子的釋放來介導的，銀離子能與細菌細胞壁發生肽聚糖反應，干擾其滲透性，破壞細胞壁，從而滅活細菌[9]。也有報道稱，銀離子是通過增加細胞膜的通透性，產生活性氧，通過氧化應激來阻斷核酸的復制，從而導致細胞死亡[10]。銀能在極低的濃度下表現出殺菌或細菌靜止活性，同時還具有化學穩定性、耐熱性和低細菌耐藥性等特點，這使得銀在抗菌領域應用非常廣泛，包括薄納米涂料、固體或水凝膠材料、生物活性合金及微納米粒子領域等。不過，高濃度的銀具有細胞毒性，人類細胞能承受的銀濃度是有限度的。因此，探究在不損害正常組織的情況下最大限度地發揮銀殺菌性能的最佳銀濃度或最佳銀釋放速率成了一個很有意義的研究方向。隨著生產納米級銀顆粒的技術屏障被攻破，有著更優秀的化學反應活性、更大的溶解性和更強的抗菌活性的銀納米顆粒開始在抗菌領域嶄露頭角。Poon 等[11]研究表明 20～25 nm 的銀納米顆粒能有效殺菌而不會引起顯著的細胞毒性，表現出良好的生物相容性，這更是讓銀納米顆粒迅速成為抗菌領域里炙手可熱的材料。
Zhao 等[12]將鈦植入物浸泡在硝酸銀溶液中，并通過紫外線照射，成功制備了負載銀納米顆粒的二氧化鈦納米管，發現其能在最初幾天幾乎殺死懸浮液中的所有細菌，并且能保持 30 d 抗菌能力不下降。雖然負載銀納米顆粒存在一定程度的細胞毒性，但是能通過控制銀的釋放速率來降低，使其安全性保持在一個可以接受的水平。Cazzola 等[13]利用化學蝕刻-氧化處理和銀原位還原反應將銀納米顆粒固定在鈦植入物表面，通過在氧化處理過程中添加銀前體的時間早晚來調節樣品的殺菌作用和生物毒性。還有學者通過在鈦植入物和銀納米顆粒之間加入生物相容性優秀的物質來降低其細胞毒性，如通過電化學陽極氧化法在鈦植入物表面制備載聚多巴胺和銀納米顆粒的二氧化鈦納米管涂層，在體外和體內均表現出令人滿意的殺菌活性[14]。抗菌金屬材料還有金、銅、鉛、錫、鋅等，它們也活躍在抗菌領域的前沿，但是生物毒性是此類材料難以逃避的難題，值得更加深入的研究。
1.2.2 抗菌劑
在鈦植入物表面覆蓋能釋放抗菌劑的涂層也是抗菌領域一個經久不衰的研究方向。這種涂層大多是將抗菌劑加入能與鈦表面緊密結合的負載材料中來制備，這種局部使用抗菌劑的方式既能在特定部位取得較好的抗菌效果，又不易產生全身毒性和耐藥性[15]。在鈦植入物表面修飾中運用較多的抗菌劑包括慶大霉素、頭孢菌素、羧芐青霉素、妥布霉素和萬古霉素等。這些抗菌劑能有效減少鈦表面的鏈球菌、表皮葡萄球菌、金黃色葡萄球菌和大腸桿菌等的增殖[16]。負載和釋放抗菌劑的材料首先需耐熱，因為這種涂層的制作往往是在高溫條件下進行的；其次還需要方便抗菌劑的摻入以及合適的藥物釋放速率，這些因素都會明顯影響抗菌劑的有效性。常見的負載材料有可生物降解聚合物、聚氨酯、碳酸化羥基磷灰石和多孔羥基磷灰石等[17]。
已有研究表明在鈦植入物的多孔羥基磷灰石涂層中負載抗菌劑后，與標準多孔羥基磷灰石涂層相比，在預防感染方面有顯著改善[18]。然而，在抗菌劑釋放完之后，鈦植入物的抗菌效果將明顯減弱，無法長期作用；而單純的抗黏附表面修飾雖能使鈦植入物在較長時間內保持抗菌性能，卻無法處理在植入內植物前就已經定殖的細菌以及被排斥在植入物周圍的細菌。Lv 等[19]利用具有抗黏附作用的殼聚糖和海藻酸鈉的逐層自組裝技術，在鈦植入物表面制備負載米諾環素的抗菌多層涂層，將兩者優點結合起來。米諾環素是一種廣譜的四環素類抗菌劑，從鈦植入物表面釋放，能使局部獲得短期強效的抗菌作用[20]。而殼聚糖和海藻酸鈉具有表面電荷和疏水性，能夠抑制細菌的黏附，即使在米諾環素完全釋放后仍能保持較持久的抗菌作用[20]。不過此類涂層與許多聚合涂層類似，其機械性能是否能滿足骨科手術對抗擠壓和抗剪切的需求還需要更多的研究來證明。
傳統抗菌劑在抗菌涂層上的應用效果并沒有達到研究者們的期望，他們更期待找到具有對病原體高選擇性、持久抗菌活性、對宿主細胞更小毒性的新分子[21]。作為天然分子的抗菌肽的出現似乎滿足了這些要求，其具備廣譜殺菌活性、持久抗菌活性及生物安全性，逐漸成為研究熱門[22]。已有研究表明，鈦植入物表面單獨的抗菌肽涂層比銀納米粒子或其組合對金黃色葡萄球菌更有效[23]。Kazemzadeh-Narbat 等[24]將抗菌肽裝載到鈦植入物表面的磷酸鈣涂層上，發現抗菌肽在最初的幾小時內出現暴發性釋放，隨后緩慢而穩定釋放 7 d，該涂層對金黃色葡萄球菌和銅綠假單胞菌具有超強的殺菌效果，并且在體外試驗未發現明顯細胞毒性。Zhou 等[25]通過氫鍵將抗菌肽與銀納米顆粒連接，并應用膠原結構-仿生絲素蛋白攜帶銀納米顆粒-抗菌肽來實現抗菌效果。近期有研究表明，抗菌肽和銀納米粒子在抑制耐甲氧西林金黃色葡萄球菌方面具有一定的潛力[26]。雖然抗菌肽高昂的生產成本對它的研究和使用造成了一定的限制，但其良好的生物相容性讓更多的學者對它的前景充滿期待。
1.2.3 光誘導抗菌
近年來，許多金屬氧化物、金屬納米顆粒、金屬有機框架、過渡金屬鹵化物和二維材料等已被用于抗菌，它們具有優秀的光催化性能，能產生活性氧，破壞細菌細胞膜、DNA 和蛋白質，從而殺滅細菌[27]。這種新型的不依賴抗菌劑的抗菌策略對抗耐藥細菌的治療至關重要[28]。
有研究通過基于拓撲化學轉化的堿-酸雙向水熱法在鈦植入物表面制備出具有近紅外光響應的二氧化鈦超表面，在低功率近紅外照射 10 min 后，表現出良好的抗菌活性[29]。Hlabangwane 等[30]將光敏劑四甲氧基卟啉吸附到鈦植入物表面，四甲氧基卟啉可以顯著增強二氧化鈦的光動力作用，使金黃色葡萄球菌在 30 min 光照后表現出 100%的抑菌作用。光熱效應源于光子與晶格的相互作用，使晶格振動，導致材料溫度升高，從而殺滅細菌[27]。Tian 等[28]成功制備了近紅外光響應的同時具備光熱和光動力效應的二硼化鈦植入物，在硼與鈦之間形成內建電場，極大地增強了鈦的光催化性能，對大腸桿菌和耐甲氧西林金黃色葡萄球菌的抑制率達到 99.99%。然而，就像是抗菌金屬一般，光誘導抗菌表面修飾材料也具備不同程度的生物毒性。此外，如果光誘導抗菌表面修飾的內植物植入體內的部位比較淺表，是否會長期受到光照的影響也無從得知。
1.3 具有抗生物膜活性的表面修飾
致病菌定殖后分泌的某些胞外多糖能通過信號轉導，加速細胞間的黏附聚集，形成一種由菌落和其產生的細胞外基質組成的三維立體結構，稱為生物膜[31]。有研究表明，約 65%的細菌感染都是由形成生物膜的細菌引起的[32]。生物膜常通過掩蓋病原體相關分子模式來保護細菌細胞免受免疫系統的檢測，增強對抗菌劑的耐藥性[33]，可能需要 500～5000 倍對浮游細菌有效的抗菌劑濃度才能有效殺滅生物膜中的細菌[34]。因此，生物膜的形成使細菌能在宿主體內長久生存，并可作為感染傳播的儲存庫，常導致遷延不愈的感染[35]。由此可見，抗細菌生物膜策略在預防感染方面發揮著重要作用，如抗微生物肽、強效抗菌劑、防止細菌黏連的表面修飾、具有抗菌活性的納米顆粒及物理方法去除生物膜的新技術都被認為是非常有前景的抗感染方法[36]。
最常見也最易理解的方法是在鈦植入物表面結合強效、廣譜抗菌劑。Kucharíková等[37]用硅烷錨將萬古霉素和卡泊芬凈共價結合到鈦植入物表面，與對照組相比，萬古霉素鈦植入物表面金黃色葡萄球菌的生物膜形成減少了 99.9%以上，卡泊芬凈鈦植入物表面的白色念珠菌的生物膜形成減少了 89%。以傳統抗菌劑來殺滅生物膜中的致病菌，這樣的方法固然直接且有效，但卻不得不面對耐藥性的難題。有研究者針對這一難題開發出一種由 5-芳基-2 氨基咪唑共價附著于鈦植入物表面的特異性抗菌膜活性涂層，能特異性干擾生物膜的形成而不依靠直接殺死細菌，難以引起細菌耐藥[38]。這類共價結合在鈦植入物表面的新型抗菌劑的研究還有很多，如作為生物膜活性抑制劑的 2-氨基咪唑能高效殺滅金黃色葡萄球菌生物膜菌株[39]；天然存在的氨基醇鞘氨醇共價結合在鈦植入物表面后能夠清除 99%以上的浮游和固著表皮葡萄球菌生物膜菌株[40]。此外，銀、金、鋅、銅或鎂等金屬改性鈦植入物表面可加速電子交換，能產生活性氧或電子耗盡區，并擾亂細菌功能的正常調節，從而減少生物膜的形成[41]。光催化效應在抗生物膜策略中的研究也不少，有研究者在鈦植入物表面構造了具有 P-N 異質結的基于鈦酸鈣和纖維紅磷的抗生物膜涂層，在近紅外光的激發下，對耐甲氧西林金黃色葡萄球菌生物膜的清除率在 99%以上[42]。還有研究者通過體外試驗發現，在鈦植入物表面形成生物膜后，即使通過有效的抗菌治療，多種生物膜仍能通過改變的微生物多樣性和組成在 2 d 內再生[43]。這警示我們種植體周圍感染的預防遠比治療更重要，一旦形成生物膜，便需要更加有效的根治方式，值得更加深入研究。
2 復合功能的表面修飾
2.1 同時促進骨整合的抗感染表面修飾
植入物失敗的另一重要原因是植入物磨損和骨整合不良導致的無菌性松動。骨整合通常指植入物表面與礦化組織之間的直接接觸。這種直接接觸的結構能有效地分散應力，既保證了植入物的穩固，又減少對周圍組織的危害。骨整合的早期建立和穩定維持是植入物長期有效的關鍵。然而，鈦固有的表面生物惰性會影響植入物的骨整合性能。部分學者通過改變鈦植入物表面納米形貌來影響骨細胞網絡結構，并增加植入物周圍骨組織質量，從而增強骨整合[44]。還有學者使用金屬離子對鈦植入物表面進行改性，通過激活相關信號通路促進細胞附著，誘導骨整合[45]。另有學者通過共價接枝技術將效果分子錨定在鈦植入物表面以促進骨整合，讓骨科植入物表面修飾有了更多的可能[25]。
近年來，許多學者已經對制備鈦植入物表面同時具備抗感染和促進骨整合的復合功能涂層進行了各種嘗試，如 Sun 等[46]使用聚甲基丙烯酸縮水甘油酯刷對鈦植入物進行功能化，再將季銨化聚乙烯亞胺和阿侖膦酸酯共價結合到聚甲基丙烯酸縮水甘油酯刷上，構建出早期抑制細菌感染、晚期增強骨整合的復合功能植入物。Yang 等[47]發現左旋賴氨酸的 2 種聚合物中一種有明顯的抗菌作用，另一種能促進細胞附著、增殖和分化；他們在鈦植入物表面制備了具有 2 種聚合物單元的超支化聚賴氨酸涂層，涂層表面可以觀察到廣泛的絲狀和片狀孔道，能夠顯著增強細胞-基質相互作用和細胞的黏附、鋪展和增殖，同時擁有良好的抗菌和促進骨整合的特性。此外，還有學者另辟蹊徑，跳出傳統的鈦植入物表面改性的框架，從藥物輸送系統著手，如抗菌藥物輸送系統、抗骨吸收藥物輸送系統，這已被證明是抗菌和改善骨整合的一種有效策略[48]。這種藥物運輸系統還能與傳統的表面修飾方法相結合，在實現抗菌和骨整合的基礎上進一步發展，讓復合功能表面修飾的道路更加寬廣。
2.2 同時促進成骨的抗感染表面修飾
除了植入物相關感染以外，骨融合延遲也是骨科術后的常見并發癥。特別對于骨密度低、骨代謝異常、破骨細胞活性高的骨質疏松和糖尿病患者來說，促進成骨至關重要。在對植入物表面修飾所具備的功能要求逐漸增高的背景下，如何在抗感染的同時還具備促進成骨功能也是頗有前景的研究方向。
近年來，隨著對微/納米結構和仿生學的深入研究，模擬荷葉、壁虎和鯊魚皮等在鈦植入物表面構建的微/納米結構，具有顯著的殺菌性能。因為它們能夠通過微/納米結構破裂細菌細胞來殺死附著的細菌，同時還能促進成骨細胞的黏附，在抗菌和成骨方面都表現出巨大的潛力[49-50]。相比物理改性，鈦植入物表面化學改性在促進成骨方面的研究更加深入。Yuan 等[51]在鈦種植體表面涂覆一層二硫化鉬/聚多巴胺-精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸涂層，經近紅外光處理后，涂層表面的金黃色葡萄球菌被清除，而骨髓間充質干細胞能在表面附著增殖、成骨分化。Liu 等[52]使用具有抗菌潛能的植酸作為鈦和鎂的交聯分子，在鈦植入物表面構建植酸鎂涂層，在具有優秀抗菌性能的基礎上，對人骨間充質干細胞也有良好的的黏附、增殖和成骨分化作用。Wang 等[53]通過陽極氧化在鈦植入物表面構建二氧化鈦納米管，然后用柚皮苷負載的沸石咪唑酯骨架-8 對其進行改性，得到具有 pH 響應特性的涂層，對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌表現出優秀抗菌特性的同時還能顯著增強成骨細胞的增殖和成骨分化。此外，免疫系統在骨骼再生中也起著重要的作用，能與各種骨細胞通信，平衡成骨和破骨細胞的分化[54]。Chen 等[55]使用聚多巴胺作為交聯分子，將姜黃素交聯到銅鈦合金植入物表面，通過在炎癥狀態下激活巨噬細胞極化來發揮部分抗菌作用，同時在生理和炎癥狀態下來促進骨髓間充質干細胞的成骨分化。成骨效果在骨科植入物手術療效監測中是至關重要的一部分，在未來，促進成骨也應當成為骨科植入物的基礎功能，并且將骨免疫調節和促進成骨結合也值得更深入的研究。
2.3 同時具有免疫調節功能的抗感染表面修飾
近年來，骨免疫調節在骨智能材料的開發和應用中受到越來越多的關注。免疫細胞產生的炎性因子在減少骨科植入物手術術后并發癥并保持長期穩定性方面起重要的作用[56]。免疫系統會將植入物識別為異物，然后引起細胞和組織反應以包裹異物。降低異物反應在骨科植入物手術中一直是一個挑戰，過強的異物反應可能會導致嚴重的植入后并發癥。鈦雖是骨科應用最廣泛的植入物材料，但純鈦的骨免疫調節能力卻并不突出，常常需要對鈦植入物進行表面修飾來增強。
有研究者模仿豬籠草光滑表面構建了一種光滑的骨科植入物表面，這種表面不僅具有對細胞、蛋白和細菌的持久、極端的排斥作用，表現出極強的抗菌作用；還能顯著減少巨噬細胞的黏附，從而減弱甚至避免局部免疫反應，這種免疫調節作用被稱為免疫逃避性[57]。這種特性導致的免疫反應降低可能會解決植入后的過度異物反應。然而，免疫反應是人體的自我保護機制，逃避免疫反應可能會使局部變得不可知，不排除引發更嚴重后果的可能性。另外，這種光滑表面的局限性之一在于對骨細胞的排斥，導致骨整合和骨生長不良[58]。還有學者對骨免疫調節的研究是通過巨噬細胞的極化，調節骨髓間充質干細胞的成骨分化基因表達，從而增強其植入后的成骨功能[59]。Xue 等[60]通過微弧氧化在鈦植入物表面構建富含硅、磷雙離子和分層多孔二氧化鈦微/納米結構，不僅能通過近紅外光照射引發的光熱效應有效地殺死細菌，還能在不同的感染階段實現巨噬細胞的 M1 到 M2 極化，并加速骨髓間充質干細胞的募集、增殖和成骨分化。
3 結論與展望
骨科鈦植入物表面修飾的研究在近幾十年來一直受到學者們重視，從僅具有抗黏附性、殺菌活性或是抗生物膜活性的單純抗感染表面修飾，迅速發展到具有抗感染作用、促進成骨和骨整合等復合功能的表面修飾。材料學的迅速發展以及與醫學的交叉日益加深，不斷有新材料發現和新技術提出，讓鈦植入物表面修飾的構建更復雜的同時功能也愈發廣泛。單純的抗感染效果已經不再是全部的追求，而是所有鈦植入物表面修飾都應當具備的基礎功能，而這種基礎還應擴展到對骨愈合意義重大的骨整合與成骨上。
目前，這些復合功能的鈦植入物表面修飾在體外試驗和動物實驗中取得非常顯著的成果，但離應用于臨床解決實際問題還有一段距離，甚至有部分研究受限于成本、技術和法律，在當下基本難以運用于臨床。但不可否認的是，在目前看來缺乏臨床意義的復合功能表面修飾很可能會成為未來理想的植入物不可或缺的一部分，而如何解決它們的局限性從而將其應用于臨床實踐中也正是未來這一領域的重要研究方向，需要更深入的研究。
作者貢獻：陳力、邢飛負責綜述構思、資料搜集、觀點形成、文章撰寫及修改；段鑫負責綜述立題、構思建議、文章初稿修改；項舟負責對綜述構思提出建議。
利益沖突：所有作者聲明不存在利益沖突。