引用本文: 张楠, 刘娜, 孙楚, 朱剑峰, 王东旭, 戴云峰, 吴云峰, 王亚明, 李军雷, 赵德伟, 闫景龙. 新型微弧氧化涂层镁-锌-钙合金支架/自体颗粒骨修复兔临界性骨缺损的研究. 中国修复重建外科杂志, 2018, 32(3): 298-305. doi: 10.7507/1002-1892.201710003 复制
临界性骨缺损(critical size bone defect,CSD)是指由严重的创伤、感染、骨肿瘤切除、人工关节置换术后翻修、先天畸形等原因引起的,达到一定长度或范围后不能自然愈合,又不能通过单纯固定解决的骨缺损[1],一直是临床骨科治疗的难点。目前常用带血管蒂骨移植修复大段骨缺损,但存在骨瓣营养血管位置不确定、手术创伤大、受局部血运影响大、学习曲线高、一旦失败后果严重等问题[2-3]。自体颗粒骨移植虽然一直被认为是治疗骨缺损的“金标准”[4],但也存在供骨量有限、供区并发症、结构松散、易被机体吸收等缺陷,在修复长骨缺损时常需同时植入金属钛网给予支撑稳定。但金属钛网无诱导成骨能力,植入后易引起局部塌陷、慢性炎症、异物反应等并发症;同时,因其不可降解会在体内永久存留,进而对机体造成不良影响[5]。近年来,由于镁(Mg)及其合金机械性能与人骨接近[6-7],Mg2+ 在维持细胞结构和功能方面具有重要作用[8-9],人体内约一半含量的 Mg 存在于骨组织中[10-11],而且 Mg 及其合金能够促进局部钙沉积,具有良好的骨传导性和骨诱导性[12-14]。因此,Mg 合金作为一种潜在骨科内植物材料受到广泛关注。
Mg 合金作为唯一具有可降解性的金属生物材料,近年来虽然有研究将其作为骨替代物来尝试修复骨缺损,并获得良好效果[15-16],但是将 Mg 合金制备成支架修复大段长骨缺损依然鲜有报道。本研究采用 Mg-锌(Zn)-钙(Ca)合金为材料,首次设计制造了一种新型中空圆柱形支架,这种结构在降低支架质量(约 50%)同时,还能维持足够机械强度,内部类似皮质骨的空间允许填充自体颗粒骨,表面均匀分布的网孔有助于骨痂长入。我们假设结合自体颗粒骨诱导成骨的特性,发挥 Mg 合金良好的骨诱导性、可降解性和力学性能,尝试利用这种新型支架修复 CSD。同时为了增加这种支架在体内的抗腐蚀性和生物相容性,我们采用微弧氧化(micro-arc oxidation,MAO)技术在其表面添加一层 10 μm 厚生物陶瓷涂层,并通过动物实验来评估这种支架修复 CSD 的效果,同时进一步评估 MAO 涂层对支架体内抗腐蚀性和生物相容性的影响。
1 材料与方法
1.1 Mg-Zn-Ca 合金支架材料
本研究采用的 Mg-Zn-Ca 合金支架由哈尔滨工业大学材料学院提供,以 Mg-Zn-Ca 合金为主要基质材料[2.5 wt%~3.0 wt% Ca,0.7 wt%~1.3 wt% Zn,0.2 wt%锰(Mn)和纯 Mg],采用压铸工艺制备成圆柱形管状支架(长 15 mm、内径 3 mm、外径 5 mm),表面均匀分布 12 个直径 1 mm 的圆孔;并通过 MAO 技术对其表面改型,制备一层约 10 μm 厚的生物陶瓷涂层[17],主要成分为 MgO,此外还含有 Mg 和 Ca 的磷酸盐。见图 1a。所有支架在植入前均采用环氧乙烷气体消毒。
1.2 实验动物及主要试剂、仪器
成年新西兰白兔 72 只,雌雄各半,体质量(2.71±0.32)kg,由齐齐哈尔医学院动物实验中心提供。
戊巴比妥钠(北京普博斯生物科技有限公司);钙黄绿素(Sigma-Aldrich 公司,美国);Van Gieson 染色液(上海博谷生物科技有限公司)。CR-IR 357 Capsula X 线机(富士公司,日本);Siemens Inveon Micro-CT、Inveon 软件(Siemens 公司,德国);EXAKT00CP 型切片机、EXAKT00CS 磨片机、DM4000B 荧光显微镜(Leica 公司,德国);Hitachi 7600 自动生化分析仪(Hitachi 公司,日本);X71 光学显微镜及成像系统(Olympus 公司,日本)。
1.3 实验分组及造模方法
将新西兰白兔随机分为 3 组,每组 24 只。A 组:无涂层 Mg-Zn-Ca 合金支架组;B 组:MAO 涂层 Mg-Zn-Ca 合金支架组;C 组:单纯自体颗粒骨植骨对照组。所有动物以 3% 戊巴比妥钠溶液(30 mg/kg)耳缘静脉注射麻醉,四肢固定于手术台上,双侧前肢剃毛备皮常规消毒。于前肢中段背侧作 4 cm 弧形切口,切开皮肤分离组织显露尺骨中段,用摆锯截骨制备 15 mm 长 CSD 模型(图 1b)。A、B 组将截取的尺骨咬碎制成颗粒骨(1~3 mm)填充于支架内,压实后植入尺骨缺损处(图 1c),生理盐水反复冲洗后通过缝合肌肉及筋膜固定支架;C 组将自体颗粒骨原位植入至骨缺损部位。关闭切口后无菌包扎。造模后动物分笼饲养,可在无外固定情况下立即自由活动并充分饮食、水;预防性肌肉注射青霉素 80 万 U 3 d,每天 2 次。术后 2、4、8、12 周每组各取 6 只动物进行研究。
1.4 观测指标
1.4.1 大体观察
观察动物一般状态、活动、摄入食水、体质量、切口愈合及炎性并发症发生情况等;同时监测 A、B 组动物局部皮下积气情况,利用无菌注射器局部穿刺收集局部皮下积气,记录积气量。
1.4.2 X 线片观察
利用 CR-IR 357 Capsula X 线机行侧位 X 线扫描,投射条件:70 V,0.69 mA,1.5 s。扫描后由 3 位放射科医师采用双盲法对骨缺损愈合情况进行评分,采用 Lane-Sandhu 评分标准[18],范围从 0 分(未治疗)到 12 分(恢复正常骨结构),7 分以上认为骨缺损初步愈合。
1.4.3 Micro-CT 扫描
利用 Siemens Inveon Micro-CT 在电压 80 kV、电流 500 μA 下扫描,利用 Inveon 软件对数据进行处理。鉴于 C 组无支架,因此仅观察 A、B 组术后支架降解情况及术后 12 周缺损部位新骨形态。按以下公式计算术后 4、8、12 周支架降解丢失体积百分比(ΔV)和降解速度(corrosion rate,CR),ΔV=(V0–Vx)/V0×100%,其中 V0 为支架初始体积,Vx 为不同时间点支架剩余体积;CR=(V0–Vx)/(A×t),其中 A 是支架初始面积,t 是术后时间(单位为年)。
1.4.4 血清学指标检测
术后各时间点处死实验动物前,清晨空腹耳缘静脉采血,抗凝,将血样置于室温下静止 1 h,以离心半径 20 cm、3 500 r/min 离心 10 min,分离上清液,采用 Hitachi 7600 自动生化分析仪测量血清中 Mg2+ 和 Ca2+ 浓度。
1.4.5 Van Gieson 染色观察
术后各时间点采用驱血法处死动物后收集前肢,去除皮肤软组织剥离尺骨,70% 乙醇固定;梯度乙醇真空脱水、透明、脱脂、包埋,然后固定于 EXAKT00CP 型切片机切成 200 μm 厚硬组织切片,EXAKT00CS 磨片机依次以 800、1 200、2 500 目水砂纸打磨抛光获得 50 μm 厚骨磨片;常规 Van Gieson 染色后,4 倍光镜下观察缺损部位新生骨组织形态。
1.4.6 组织病理学观察
术后 12 周处死各组动物后收集脑、肝、肾和脾组织,常规行 HE 染色,20 倍光镜下观察组织结构。
1.5 统计学方法
采用 SPSS18.0 统计软件进行分析。数据以均值±标准差表示,多组间比较采用单因素方差分析,两两比较采用 SNK 检验;两组间比较采用独立样本t检验;检验水准 α=0.05。
2 结果
2.1 大体观察
所有实验动物均耐受手术,术后麻醉苏醒后即可自由活动;术后 2 d 食欲较差,考虑麻醉或术后疼痛所致;2 d 后一般状态可,患肢活动良好、体质量无明显减轻,切口无炎性反应;术后 1 周左右切口愈合,10 d 后拆线。
局部穿刺收集皮下积气显示,A、B 组皮下积气量均随植入时间延长而增加,于 8 周达高峰后迅速减少。术后 2、4、8 周 B 组皮下积气量少于 A 组,2、4 周时两组间比较差异有统计学意义(t=2.651,P=0.023;t=2.544,P=0.013),8周时差异无统计学意义(t=1.687,P=0.120);但术后 12 周时 B 组积气量多于 A 组,差异亦有统计学意义(t=2.343,P=0.039)。见图 2。
2.2 X 线片观察
X 线片观察示,术后 2 周时各组均未见明显骨痂生成。2 周后 C 组骨缺损修复效果良好,仅 12 周时在局部存在一定程度的骨吸收。与 C 组比较,A、B 组术后 4 周植入物周围仅可见少量骨痂生成,但随后显著增多,8 周时骨缺损部分修复,支架外可观察到新生骨桥形成,12 周时缺损完全修复,同时可观察到 B 组新生骨组织塑形明显优于 A 组。见图 3。
术后 4、8 周 C 组 X 线片评分显著高于 A、B 组,差异有统计学意义(P<0.05);术后 8 周时 B 组显著高于 A 组,差异有统计学意义(P<0.05)。术后 12 周 B、C 组显著高于 A 组,差异有统计学意义(P<0.05);但 B、C 组间差异无统计学意义(P>0.05)。见图 4。
2.3 Micro-CT 扫描
Micro-CT 扫描观察示,术后 12 周,可见 A、B 组骨缺损部位由大量新生骨填充,但 A 组骨痂不规则,可见大量积气,支架消失;而 B 组仍可观察到少量残余支架结构,骨缺损部位新生骨痂较 A 组致密,周围积气明显较 A 组减少。见图 5。
术后 4、8 周,B 组 CR 及ΔV 均显著低于 A 组,差异有统计学意义(P<0.05);术后 12 周,A 组支架已完全降解消失。见表 1。
2.4 血清学指标检测
术后各时间点 3 组血清 Mg2+、Ca2+ 浓度比较,差异均无统计学意义(P>0.05)。见图 6。
2.5 Van Gieson 染色观察
由于术后 2 周无明显骨痂生成,因此收集术后 4、8、12 周骨缺损周围新骨进行组织学检测。术后 4 周,各组缺损部位周围均可观察到排列不规则、形态不成熟的骨细胞及大量软骨细胞;A 组支架与新骨之间形成厚纤维结缔组织膜,而 B 组支架周围纤维结缔组织膜明显较薄。术后 8 周,各组缺损部位周围均可观察更多成熟骨细胞,且排列明显较 4 周时规则,C 组软骨细胞明显少与其他两组;A 组支架周围纤维膜仍明显厚于 B 组。术后 12 周,A、B 组支架周围新生骨内成熟骨细胞进一步增多且排列更规整,周围的纤维膜消失;B 组支架周围观察到少量软骨细胞分布。见图 7。
2.6 组织病理学观察
术后 12 周,3 组实验动物的肝、脑、肾及脾组织 HE 染色均未见明显病理改变。见图 8。
3 讨论
目前已有大量报道显示,Mg-Zn-Ca 合金具有良好生物相容性、骨诱导性及抗腐蚀性。Fazel 等[19]通过体外细胞毒性实验证实,采用 Mg-Zn-Ca 合金提取液培养的脂肪干细胞具有良好活性;Zhao 等[20]研究显示,Mg-Zn-Ca 合金能够诱导内植物周围形成大量新骨组织,具有促进新骨形成的作用;Jang 等[21]的研究表明,经过等离子电解氧化处理的 Mg-Zn-Ca 合金在体内具有良好抗腐蚀性;Smith 等[15]将 AZ31 Mg 合金板卷成圆筒状结构,并将其植入至兔尺骨 CSD 中,结果显示植入 12 周后尺骨缺损能够得到有效修复,力学检测结果显示经修复后的尺骨力学特征能够达到正常尺骨标准;葛野等[16]利用 Mg-锶(Sr)合金制备成多孔骨移植替代品修复 1.0 cm 桡骨缺损,结果也显示 Mg-Sr 合金能够有效修复骨缺损。本研究将 Mg-Zn-Ca 合金制备成金属支架并填充自体颗粒骨来修复兔尺骨 CSD,该支架在早期能提供足够支撑,降解释放 Mg2+、Ca2+ 促进成骨细胞分化,抑制破骨细胞活性;同时,对移植的自体颗粒骨可起到稳定保护作用,避免其被机体二次吸收,有利于成骨因子的释放及微血管长入,共同促进局部新骨生成。
本研究结果显示,随着植入时间延长,支架周围均形成新骨并逐渐包裹支架,术后 12 周 X 线片示骨缺损部位由大量新生骨填充,尺骨连续性和完整性得到良好恢复,而同期 C 组则出现一定程度骨吸收。术后 12 周 Micro-CT 扫描也显示,A、B 组在骨缺损部位均存在大量骨小梁不规则排列的新生骨组织,并完全填充缺损部位,未观察到类似骨吸收现象。与 A 组术后 X 线片评分比较,B 组在实验过程中均表现出更好的愈合效果,且术后 12 周 X 线片评分显示 B 组骨愈合效果与 C 组并无显著差异。我们认为这可能是 MAO 涂层所致,这种涂层含有 1 个致密内层和 1 个多孔外层,致密内层在植入初期能阻止体液对 Mg 基质的腐蚀及金属离子向机体的游离,在某种程度上减少氢气释放,从而减小了对新骨再生的影响;多孔外层具有疏松孔径,有利于成骨细胞附着及骨组织生长,也有利于植入材料与骨的机械嵌合。而 A 组支架没有 MAO 涂层保护,导致体内降解速度过快,局部氢气大量堆积以及力学性能快速丢失,都会影响到局部新骨再生。
为了验证 MAO 涂层对支架耐腐蚀性的影响,我们利用 Micro-CT 对各组术后各时间点样本进行扫描并计算ΔV 和 CR。结果显示,A 组支架在术后 4 周即丢失了近一半体积,8 周时已几乎降解消失;而 B 组支架术后 4、8 周时体积损失及降解速度均明显小于 A 组,至术后 12 周时才基本降解消失;说明 10 μm MAO 涂层能有效提高 Mg-Zn-Ca 合金支架的耐腐蚀性,使其在体内较长时间保持一定的结构完整。皮下积气量测量结果也间接证明了这个结果。Mg 合金在体内降解并释放氢气,当 Mg 金属腐蚀速度过快和/或气体吸收不充分,会导致局部气体残留形成皮下积气。两支架组皮下积气量结果显示,术后 2、4、8 周 B 组积气量均明显少于 A 组,但 12 周时 B 组积气量却多于 A 组,这可能是由于 A 组支架此时已基本降解消失,而 B 组支架依然持续产气所致。值得注意的是,术后 8 周 A、B 组积气量比较差异无统计学意义,提示 MAO 涂层可能在 8 周左右已基本被腐蚀吸收失去其保护功能。因此,B 组支架 CR 逐渐增加,说明 MAO 涂层在植入 8 周前能够有效增加 Mg-Zn-Ca 合金在体内的抗腐蚀性。
Mg 合金的生物相容性已被大量体内及体外实验所证实[19-21]。而 MAO 涂层被认为是一种仿生涂层,能够有效增加 Mg 合金基质的生物相容性,减少机体排斥反应,使成骨细胞更容易增殖并黏附于支架表面[22-23]。也有研究报道 Mg 合金与新生物之间会形成一层纤维结缔组织膜,这种纤维结缔组织膜本质上是机体的一种异物排斥反应,它能够诱导淋巴细胞和炎性因子渗出,从而限制骨细胞的形成[24]。本研究组织学结果显示,实验过程中在 A、B 组支架与新生骨之间存在一层纤维结缔组织膜,而在 C 组并未发现类似纤维结缔组织膜,但 B 组支架周围的纤维结缔组织膜明显变薄且不连续,该结果说明 MAO 涂层能够有效增加 Mg-Zn-Ca 合金的生物相容性。同时由于我们植入的 Mg-Zn-Ca 合金支架体积相对较大,单位时间降解后会释放更多 Mg2+ 进入循环系统,可能会提高血清 Mg2+、Ca2+ 浓度,对肝、脑、肾及脾等器官造成不良影响。为了验证这种 Mg-Zn-Ca 合金支架的生物安全性,我们进一步监测了实验动物的各种生化指标及主要脏器的病理改变。结果显示,与 C 组比较,A、B 组血清 Mg2+和 Ca2+ 均未出现明显变化;病理学结果也显示 A、B 组支架在降解过程中未对机体重要器官产生不良影响。进一步证明了这种新型 Mg-Zn-Ca 合金支架具有良好的生物相容性。
综上述,本研究结果表明该新型 MAO 涂层 Mg-Zn-Ca 合金支架联合自体颗粒骨能有效修复 CSD,降解产物对机体无不良影响;同时 10 μm MAO 涂层能够有效改善 Mg-Zn-Ca 合金支架的生物相容性、抗腐蚀性能以及促成骨性。但本研究还存在一些不足,首先,这种 Mg-Zn-Ca 合金支架在降解过程中形成局部皮下积气,这种皮下积气量可能会对新骨形成产生不良影响,还需进一步研究来控制其在体内降解速度,使其与自然骨愈合过程匹配。其次,本研究未进行相关生物力学检测,不能有效反映支架在体内机械性能的变化情况,也需要进一步研究完善。
临界性骨缺损(critical size bone defect,CSD)是指由严重的创伤、感染、骨肿瘤切除、人工关节置换术后翻修、先天畸形等原因引起的,达到一定长度或范围后不能自然愈合,又不能通过单纯固定解决的骨缺损[1],一直是临床骨科治疗的难点。目前常用带血管蒂骨移植修复大段骨缺损,但存在骨瓣营养血管位置不确定、手术创伤大、受局部血运影响大、学习曲线高、一旦失败后果严重等问题[2-3]。自体颗粒骨移植虽然一直被认为是治疗骨缺损的“金标准”[4],但也存在供骨量有限、供区并发症、结构松散、易被机体吸收等缺陷,在修复长骨缺损时常需同时植入金属钛网给予支撑稳定。但金属钛网无诱导成骨能力,植入后易引起局部塌陷、慢性炎症、异物反应等并发症;同时,因其不可降解会在体内永久存留,进而对机体造成不良影响[5]。近年来,由于镁(Mg)及其合金机械性能与人骨接近[6-7],Mg2+ 在维持细胞结构和功能方面具有重要作用[8-9],人体内约一半含量的 Mg 存在于骨组织中[10-11],而且 Mg 及其合金能够促进局部钙沉积,具有良好的骨传导性和骨诱导性[12-14]。因此,Mg 合金作为一种潜在骨科内植物材料受到广泛关注。
Mg 合金作为唯一具有可降解性的金属生物材料,近年来虽然有研究将其作为骨替代物来尝试修复骨缺损,并获得良好效果[15-16],但是将 Mg 合金制备成支架修复大段长骨缺损依然鲜有报道。本研究采用 Mg-锌(Zn)-钙(Ca)合金为材料,首次设计制造了一种新型中空圆柱形支架,这种结构在降低支架质量(约 50%)同时,还能维持足够机械强度,内部类似皮质骨的空间允许填充自体颗粒骨,表面均匀分布的网孔有助于骨痂长入。我们假设结合自体颗粒骨诱导成骨的特性,发挥 Mg 合金良好的骨诱导性、可降解性和力学性能,尝试利用这种新型支架修复 CSD。同时为了增加这种支架在体内的抗腐蚀性和生物相容性,我们采用微弧氧化(micro-arc oxidation,MAO)技术在其表面添加一层 10 μm 厚生物陶瓷涂层,并通过动物实验来评估这种支架修复 CSD 的效果,同时进一步评估 MAO 涂层对支架体内抗腐蚀性和生物相容性的影响。
1 材料与方法
1.1 Mg-Zn-Ca 合金支架材料
本研究采用的 Mg-Zn-Ca 合金支架由哈尔滨工业大学材料学院提供,以 Mg-Zn-Ca 合金为主要基质材料[2.5 wt%~3.0 wt% Ca,0.7 wt%~1.3 wt% Zn,0.2 wt%锰(Mn)和纯 Mg],采用压铸工艺制备成圆柱形管状支架(长 15 mm、内径 3 mm、外径 5 mm),表面均匀分布 12 个直径 1 mm 的圆孔;并通过 MAO 技术对其表面改型,制备一层约 10 μm 厚的生物陶瓷涂层[17],主要成分为 MgO,此外还含有 Mg 和 Ca 的磷酸盐。见图 1a。所有支架在植入前均采用环氧乙烷气体消毒。
1.2 实验动物及主要试剂、仪器
成年新西兰白兔 72 只,雌雄各半,体质量(2.71±0.32)kg,由齐齐哈尔医学院动物实验中心提供。
戊巴比妥钠(北京普博斯生物科技有限公司);钙黄绿素(Sigma-Aldrich 公司,美国);Van Gieson 染色液(上海博谷生物科技有限公司)。CR-IR 357 Capsula X 线机(富士公司,日本);Siemens Inveon Micro-CT、Inveon 软件(Siemens 公司,德国);EXAKT00CP 型切片机、EXAKT00CS 磨片机、DM4000B 荧光显微镜(Leica 公司,德国);Hitachi 7600 自动生化分析仪(Hitachi 公司,日本);X71 光学显微镜及成像系统(Olympus 公司,日本)。
1.3 实验分组及造模方法
将新西兰白兔随机分为 3 组,每组 24 只。A 组:无涂层 Mg-Zn-Ca 合金支架组;B 组:MAO 涂层 Mg-Zn-Ca 合金支架组;C 组:单纯自体颗粒骨植骨对照组。所有动物以 3% 戊巴比妥钠溶液(30 mg/kg)耳缘静脉注射麻醉,四肢固定于手术台上,双侧前肢剃毛备皮常规消毒。于前肢中段背侧作 4 cm 弧形切口,切开皮肤分离组织显露尺骨中段,用摆锯截骨制备 15 mm 长 CSD 模型(图 1b)。A、B 组将截取的尺骨咬碎制成颗粒骨(1~3 mm)填充于支架内,压实后植入尺骨缺损处(图 1c),生理盐水反复冲洗后通过缝合肌肉及筋膜固定支架;C 组将自体颗粒骨原位植入至骨缺损部位。关闭切口后无菌包扎。造模后动物分笼饲养,可在无外固定情况下立即自由活动并充分饮食、水;预防性肌肉注射青霉素 80 万 U 3 d,每天 2 次。术后 2、4、8、12 周每组各取 6 只动物进行研究。
1.4 观测指标
1.4.1 大体观察
观察动物一般状态、活动、摄入食水、体质量、切口愈合及炎性并发症发生情况等;同时监测 A、B 组动物局部皮下积气情况,利用无菌注射器局部穿刺收集局部皮下积气,记录积气量。
1.4.2 X 线片观察
利用 CR-IR 357 Capsula X 线机行侧位 X 线扫描,投射条件:70 V,0.69 mA,1.5 s。扫描后由 3 位放射科医师采用双盲法对骨缺损愈合情况进行评分,采用 Lane-Sandhu 评分标准[18],范围从 0 分(未治疗)到 12 分(恢复正常骨结构),7 分以上认为骨缺损初步愈合。
1.4.3 Micro-CT 扫描
利用 Siemens Inveon Micro-CT 在电压 80 kV、电流 500 μA 下扫描,利用 Inveon 软件对数据进行处理。鉴于 C 组无支架,因此仅观察 A、B 组术后支架降解情况及术后 12 周缺损部位新骨形态。按以下公式计算术后 4、8、12 周支架降解丢失体积百分比(ΔV)和降解速度(corrosion rate,CR),ΔV=(V0–Vx)/V0×100%,其中 V0 为支架初始体积,Vx 为不同时间点支架剩余体积;CR=(V0–Vx)/(A×t),其中 A 是支架初始面积,t 是术后时间(单位为年)。
1.4.4 血清学指标检测
术后各时间点处死实验动物前,清晨空腹耳缘静脉采血,抗凝,将血样置于室温下静止 1 h,以离心半径 20 cm、3 500 r/min 离心 10 min,分离上清液,采用 Hitachi 7600 自动生化分析仪测量血清中 Mg2+ 和 Ca2+ 浓度。
1.4.5 Van Gieson 染色观察
术后各时间点采用驱血法处死动物后收集前肢,去除皮肤软组织剥离尺骨,70% 乙醇固定;梯度乙醇真空脱水、透明、脱脂、包埋,然后固定于 EXAKT00CP 型切片机切成 200 μm 厚硬组织切片,EXAKT00CS 磨片机依次以 800、1 200、2 500 目水砂纸打磨抛光获得 50 μm 厚骨磨片;常规 Van Gieson 染色后,4 倍光镜下观察缺损部位新生骨组织形态。
1.4.6 组织病理学观察
术后 12 周处死各组动物后收集脑、肝、肾和脾组织,常规行 HE 染色,20 倍光镜下观察组织结构。
1.5 统计学方法
采用 SPSS18.0 统计软件进行分析。数据以均值±标准差表示,多组间比较采用单因素方差分析,两两比较采用 SNK 检验;两组间比较采用独立样本t检验;检验水准 α=0.05。
2 结果
2.1 大体观察
所有实验动物均耐受手术,术后麻醉苏醒后即可自由活动;术后 2 d 食欲较差,考虑麻醉或术后疼痛所致;2 d 后一般状态可,患肢活动良好、体质量无明显减轻,切口无炎性反应;术后 1 周左右切口愈合,10 d 后拆线。
局部穿刺收集皮下积气显示,A、B 组皮下积气量均随植入时间延长而增加,于 8 周达高峰后迅速减少。术后 2、4、8 周 B 组皮下积气量少于 A 组,2、4 周时两组间比较差异有统计学意义(t=2.651,P=0.023;t=2.544,P=0.013),8周时差异无统计学意义(t=1.687,P=0.120);但术后 12 周时 B 组积气量多于 A 组,差异亦有统计学意义(t=2.343,P=0.039)。见图 2。
2.2 X 线片观察
X 线片观察示,术后 2 周时各组均未见明显骨痂生成。2 周后 C 组骨缺损修复效果良好,仅 12 周时在局部存在一定程度的骨吸收。与 C 组比较,A、B 组术后 4 周植入物周围仅可见少量骨痂生成,但随后显著增多,8 周时骨缺损部分修复,支架外可观察到新生骨桥形成,12 周时缺损完全修复,同时可观察到 B 组新生骨组织塑形明显优于 A 组。见图 3。
术后 4、8 周 C 组 X 线片评分显著高于 A、B 组,差异有统计学意义(P<0.05);术后 8 周时 B 组显著高于 A 组,差异有统计学意义(P<0.05)。术后 12 周 B、C 组显著高于 A 组,差异有统计学意义(P<0.05);但 B、C 组间差异无统计学意义(P>0.05)。见图 4。
2.3 Micro-CT 扫描
Micro-CT 扫描观察示,术后 12 周,可见 A、B 组骨缺损部位由大量新生骨填充,但 A 组骨痂不规则,可见大量积气,支架消失;而 B 组仍可观察到少量残余支架结构,骨缺损部位新生骨痂较 A 组致密,周围积气明显较 A 组减少。见图 5。
术后 4、8 周,B 组 CR 及ΔV 均显著低于 A 组,差异有统计学意义(P<0.05);术后 12 周,A 组支架已完全降解消失。见表 1。
2.4 血清学指标检测
术后各时间点 3 组血清 Mg2+、Ca2+ 浓度比较,差异均无统计学意义(P>0.05)。见图 6。
2.5 Van Gieson 染色观察
由于术后 2 周无明显骨痂生成,因此收集术后 4、8、12 周骨缺损周围新骨进行组织学检测。术后 4 周,各组缺损部位周围均可观察到排列不规则、形态不成熟的骨细胞及大量软骨细胞;A 组支架与新骨之间形成厚纤维结缔组织膜,而 B 组支架周围纤维结缔组织膜明显较薄。术后 8 周,各组缺损部位周围均可观察更多成熟骨细胞,且排列明显较 4 周时规则,C 组软骨细胞明显少与其他两组;A 组支架周围纤维膜仍明显厚于 B 组。术后 12 周,A、B 组支架周围新生骨内成熟骨细胞进一步增多且排列更规整,周围的纤维膜消失;B 组支架周围观察到少量软骨细胞分布。见图 7。
2.6 组织病理学观察
术后 12 周,3 组实验动物的肝、脑、肾及脾组织 HE 染色均未见明显病理改变。见图 8。
3 讨论
目前已有大量报道显示,Mg-Zn-Ca 合金具有良好生物相容性、骨诱导性及抗腐蚀性。Fazel 等[19]通过体外细胞毒性实验证实,采用 Mg-Zn-Ca 合金提取液培养的脂肪干细胞具有良好活性;Zhao 等[20]研究显示,Mg-Zn-Ca 合金能够诱导内植物周围形成大量新骨组织,具有促进新骨形成的作用;Jang 等[21]的研究表明,经过等离子电解氧化处理的 Mg-Zn-Ca 合金在体内具有良好抗腐蚀性;Smith 等[15]将 AZ31 Mg 合金板卷成圆筒状结构,并将其植入至兔尺骨 CSD 中,结果显示植入 12 周后尺骨缺损能够得到有效修复,力学检测结果显示经修复后的尺骨力学特征能够达到正常尺骨标准;葛野等[16]利用 Mg-锶(Sr)合金制备成多孔骨移植替代品修复 1.0 cm 桡骨缺损,结果也显示 Mg-Sr 合金能够有效修复骨缺损。本研究将 Mg-Zn-Ca 合金制备成金属支架并填充自体颗粒骨来修复兔尺骨 CSD,该支架在早期能提供足够支撑,降解释放 Mg2+、Ca2+ 促进成骨细胞分化,抑制破骨细胞活性;同时,对移植的自体颗粒骨可起到稳定保护作用,避免其被机体二次吸收,有利于成骨因子的释放及微血管长入,共同促进局部新骨生成。
本研究结果显示,随着植入时间延长,支架周围均形成新骨并逐渐包裹支架,术后 12 周 X 线片示骨缺损部位由大量新生骨填充,尺骨连续性和完整性得到良好恢复,而同期 C 组则出现一定程度骨吸收。术后 12 周 Micro-CT 扫描也显示,A、B 组在骨缺损部位均存在大量骨小梁不规则排列的新生骨组织,并完全填充缺损部位,未观察到类似骨吸收现象。与 A 组术后 X 线片评分比较,B 组在实验过程中均表现出更好的愈合效果,且术后 12 周 X 线片评分显示 B 组骨愈合效果与 C 组并无显著差异。我们认为这可能是 MAO 涂层所致,这种涂层含有 1 个致密内层和 1 个多孔外层,致密内层在植入初期能阻止体液对 Mg 基质的腐蚀及金属离子向机体的游离,在某种程度上减少氢气释放,从而减小了对新骨再生的影响;多孔外层具有疏松孔径,有利于成骨细胞附着及骨组织生长,也有利于植入材料与骨的机械嵌合。而 A 组支架没有 MAO 涂层保护,导致体内降解速度过快,局部氢气大量堆积以及力学性能快速丢失,都会影响到局部新骨再生。
为了验证 MAO 涂层对支架耐腐蚀性的影响,我们利用 Micro-CT 对各组术后各时间点样本进行扫描并计算ΔV 和 CR。结果显示,A 组支架在术后 4 周即丢失了近一半体积,8 周时已几乎降解消失;而 B 组支架术后 4、8 周时体积损失及降解速度均明显小于 A 组,至术后 12 周时才基本降解消失;说明 10 μm MAO 涂层能有效提高 Mg-Zn-Ca 合金支架的耐腐蚀性,使其在体内较长时间保持一定的结构完整。皮下积气量测量结果也间接证明了这个结果。Mg 合金在体内降解并释放氢气,当 Mg 金属腐蚀速度过快和/或气体吸收不充分,会导致局部气体残留形成皮下积气。两支架组皮下积气量结果显示,术后 2、4、8 周 B 组积气量均明显少于 A 组,但 12 周时 B 组积气量却多于 A 组,这可能是由于 A 组支架此时已基本降解消失,而 B 组支架依然持续产气所致。值得注意的是,术后 8 周 A、B 组积气量比较差异无统计学意义,提示 MAO 涂层可能在 8 周左右已基本被腐蚀吸收失去其保护功能。因此,B 组支架 CR 逐渐增加,说明 MAO 涂层在植入 8 周前能够有效增加 Mg-Zn-Ca 合金在体内的抗腐蚀性。
Mg 合金的生物相容性已被大量体内及体外实验所证实[19-21]。而 MAO 涂层被认为是一种仿生涂层,能够有效增加 Mg 合金基质的生物相容性,减少机体排斥反应,使成骨细胞更容易增殖并黏附于支架表面[22-23]。也有研究报道 Mg 合金与新生物之间会形成一层纤维结缔组织膜,这种纤维结缔组织膜本质上是机体的一种异物排斥反应,它能够诱导淋巴细胞和炎性因子渗出,从而限制骨细胞的形成[24]。本研究组织学结果显示,实验过程中在 A、B 组支架与新生骨之间存在一层纤维结缔组织膜,而在 C 组并未发现类似纤维结缔组织膜,但 B 组支架周围的纤维结缔组织膜明显变薄且不连续,该结果说明 MAO 涂层能够有效增加 Mg-Zn-Ca 合金的生物相容性。同时由于我们植入的 Mg-Zn-Ca 合金支架体积相对较大,单位时间降解后会释放更多 Mg2+ 进入循环系统,可能会提高血清 Mg2+、Ca2+ 浓度,对肝、脑、肾及脾等器官造成不良影响。为了验证这种 Mg-Zn-Ca 合金支架的生物安全性,我们进一步监测了实验动物的各种生化指标及主要脏器的病理改变。结果显示,与 C 组比较,A、B 组血清 Mg2+和 Ca2+ 均未出现明显变化;病理学结果也显示 A、B 组支架在降解过程中未对机体重要器官产生不良影响。进一步证明了这种新型 Mg-Zn-Ca 合金支架具有良好的生物相容性。
综上述,本研究结果表明该新型 MAO 涂层 Mg-Zn-Ca 合金支架联合自体颗粒骨能有效修复 CSD,降解产物对机体无不良影响;同时 10 μm MAO 涂层能够有效改善 Mg-Zn-Ca 合金支架的生物相容性、抗腐蚀性能以及促成骨性。但本研究还存在一些不足,首先,这种 Mg-Zn-Ca 合金支架在降解过程中形成局部皮下积气,这种皮下积气量可能会对新骨形成产生不良影响,还需进一步研究来控制其在体内降解速度,使其与自然骨愈合过程匹配。其次,本研究未进行相关生物力学检测,不能有效反映支架在体内机械性能的变化情况,也需要进一步研究完善。