锌（Zn）合金具有良好的细胞相容性和适宜的降解速率，是一种极具临床应用前景的生物可降解金属。本文总结了可降解Zn合金作为骨植入材料的生物学作用，归纳了不同Zn合金材料的力学性能及其作为骨植入材料的优缺点，分析了不同加工策略（如合金化、增材制造等）对Zn合金力学性能的影响。全文从材料选择、产品加工处理及结构拓扑优化等方面为生物可降解Zn合金骨植入材料提供了系统化的设计思路，并对其应用前景进行了展望，以期更好地服务于临床。
引用本文： 张天蔚, 刘宇宸, 王韦丹, 赵德伟. 生物可降解锌合金作为骨植入材料的研究现状和进展. 生物医学工程学杂志, 2023, 40(3): 589-594. doi: 10.7507/1001-5515.202204077 复制
0 引言
生物可降解金属材料具有良好的力学强度和生物可降解性，可有效地解决应力遮挡和二次手术相关的临床问题，是一种极具应用前景的骨植入材料。理想的生物可降解金属骨植入材料应满足以下几点: ① 在炎症和修复阶段，植入物应具有足够的强度来支撑骨折或缺损区域的应力，提供足够的结构稳定性。② 在骨重建阶段，骨折或缺损的部位需要适当的刺激，即应力刺激，以保证骨的有效愈合。随着金属的降解，材料刚度逐渐降低，利于载荷转移到骨，避免应力遮挡引起的骨吸收。③ 骨折愈合后，不需要二次手术取出[1]。除此以外，近年来生物可降解金属骨植入材料正向功能化发展，即材料本身具有骨诱导性，可促进骨组织的再生。目前生物可降解金属材料的研究主要包括镁（Mg）、锌（Zn）和铁（Fe）三个体系。由于Fe的降解速率过慢，容易引起和不可降解金属同样的应力遮蔽问题，最终导致骨密度降低（骨量减少），因此应用受限。Mg合金具有很好的生物相容性和成骨活性，具有与天然骨骼相似的力学性能，已被用做骨修复材料。目前，德国的Mg-钇（Y）-镧(Re) -锆（Zr）合金螺钉已经成功通过欧洲一致性认证，获批进入医疗器械市场应用于各类骨折手术。韩国Mg-钙（Ca）-Zn合金螺钉、我国的高纯Mg螺钉和Mg-钕（Nd）-Zn-Zr合金螺钉均已陆续开展临床试验，均获得了良好的效果[2]。但Mg在人体环境中降解速率过快，降解时产生较多的氢气，可能会影响植入术后的切口愈合。Zn的降解速率介于Mg和Fe之间，可在生物体内均匀降解，降解过程中不产生氢气，同时具备骨植入材料的服役要求，不产生应力遮挡，逐渐被认为是一种极具应用前景的骨植入材料[3]。目前已有Zn合金接骨板用于人体下颌骨骨折。生物可降解Zn合金骨植入材料的应用主要包括骨接合植入器件（如接骨板、接骨螺钉）和骨修复材料（如金属补块）等。根据使用部位是否负重，对Zn合金的生物活性、机械强度和韧性等要求也不同。本文总结了生物可降解Zn合金骨植入材料的生物学作用和研究成果，分析了不同加工方式对Zn合金材料性能的影响，为制备满足不同服役条件的Zn合金骨植入材料提供了系统的设计理念，为研究者提供更为全面的参考。
1 生物可降解Zn合金作为骨植入材料的生物作用
Zn是人体第二大必需微量元素，它参与机体基因表达、信号传导等重要的生理过程[4]。Zn能够通过多种途径影响人体内骨的形成[5]。研究表明，Zn可通过调控成骨细胞特异性转录因子2（runt-related transcription factor 2，Runx2）的表达，提升骨钙素、I型胶原蛋白和碱性磷酸酶的合成和活性[6-7]，增加Ca和磷（P）的积累，促进骨生成。此外，Zn能刺激成骨细胞产生骨保护素(osteoprotegerin, OPG），OPG可与核因子-κB（nuclear factor kappa-B，NF-κB）配体的受体激活剂（receptor activator of NF-κB ligand，RANKL）结合，从而抑制RANKL与破骨前体细胞NF-κB受体激活剂（receptor activator of NF-κB，RANK）的结合，减少破骨细胞形成，防止骨质流失。因此Zn合金是一种具有生物活性的生物可降解材料[8]。
现有理论认为，摄入过量的Zn可以通过肾脏排出体外，但长期摄入可能会对人体肝、脾、大脑、心脏等重要器官产生损伤，同时导致铜缺乏并对脂蛋白谱产生不利影响[9]。但Qu等[10]对纯Zn进行了体外细胞相容性评价，发现纯Zn对小鼠前成骨细胞的增殖活性无明显影响。Bowen等[11]将纯Zn丝植入到老鼠血管内，结果表明Zn以及其降解产物不会引起溶血反应和周围组织的炎症反应，同时Zn能够抑制平滑肌细胞增殖、抑制血管再狭窄，实验过程中动物并未表现出全身或局部的毒性反应。生物可降解Zn合金材料的降解速率通常较慢，因此局部小范围的应用一般不会引起整体内环境的改变，所以生物可降解Zn合金作为骨植入材料理论上也是安全可行的。但目前对于可降解Zn合金材料的生物安全性仍缺乏一致性评价，缺乏行业内部的相关标准，因此在生物可降解Zn合金骨植入物材料开发过程中必须对其生物相容性给予足够的关注与评价。
2 合金化对生物可降解Zn合金骨植入材料的性能影响
与钛（Ti）或不锈钢材料相比，Zn的力学性能更接近人体骨骼，但具有密排六方晶体结构的纯Zn只有两个独立的滑移系，因此在铸态下表现出极低的伸长率和屈服强度，且纯Zn再结晶温度低，在室温会产生蠕变现象，很难满足骨植入材料对力学性能的基本要求。合金化被认为是一种提高Zn力学性能的有效手段。
2.1 二元合金
近年来，国内外科研人员陆续开发出了一系列具有优良力学性能的可降解二元Zn合金体系。但作为骨植入材料，合金元素的选择需要充分考虑元素的生物安全性，通常选择人体自身含有的金属元素或者对人体无毒副作用的元素。Li等[12]从微观结构、力学性能、降解速率和体内外生物相容性等方面系统评价了Mg、Ca、锶（Sr）等8种营养元素组成的新型Zn基二元合金（Zn-1X），其中X指代该研究里Mg、Ca、Sr等8种任意营养元素，这类元素的添加显著改善了纯Zn的力学性能和生物相容性。Ti是目前应用最为广泛的骨植入材料，具良好的生物相容性和力学性能。Wang等[13]对不同加工方式的Zn-xTi合金（x表示Zn-xTi合金中钛元素的质量分数，以下沿用这种表达方式）的力学性能进行了研究，发现轧制后的Zn-xTi合金力学性能显著提升，适合在人体负重区使用。Jia等[14]在纯Zn中加入不同质量分数的微量元素锰（Mn），制备生物可降解的Zn-xMn合金，Mn的加入提高了纯Zn的力学性能，其中Zn-0.8Mn合金的延伸率达到（83.96 ± 2.36）%，因此耐疲劳性更好，Mn还可促进骨形成，可用于设计具有骨诱导功能的植入材料。研究表明Sr具有良好的成骨作用和促血管生成作用， 因此Zn-Sr合金可能是一种良好骨组织工程材料，可用于创伤造成的骨缺损[15-16]。目前常见的生物可降解Zn-1X合金[12-22],如表1所示。
表1
常见的生物可降解Zn-1X合金列表
Table1.
List of common biodegradable Zn-1X binary alloys
2.2 三元合金
三元合金体系仍缺乏研究，目前骨科植入产品主要在Zn-Mg合金的基础上添加例如Sr、Ca和Fe等人体必须元素来提升Zn合金的综合性能。Klíma等[23]将Zn–0.8Mg–0.2Sr合金螺钉植入白兔胫骨中，120 d内未观察到炎症反应或骨吸收，这种含Sr的Zn合金植入体表面可见到结构规则的骨和软骨形成。Sun等[24]研制一种屈服强度高达317 MPa的Zn-0.8Mn-0.4Mg合金螺钉并用于兔前交叉韧带重建术中，Mn元素的添加可显著加速新骨形成并进一步诱导肌腱矿化，促进腱—骨整合，利于早期关节功能恢复和康复训练，可能在未来具有广泛的临床应用前景。Shao等[25]设计了一种三元合金Zn-xMg-xFe，Fe元素使Zn-xMg合金具备更为优良的力学强度，由该合金制备成接骨板目前已经成功应用于人体下颌骨骨折的固定。在这些研究中，新型Zn基三元合金具有更为理想的力学性能和生物活性，为生物可降解骨植入材料提供了更多的选择。
目前Zn合金种类繁多，多项研究从促进骨生成、改善降解行为、提高体外力学性能等多方面提出了生物可降解Zn合金作为骨植入物的合金化设计策略。人们还可以根据不同元素的生物学作用，选择不同的合金化元素，制备更符合临床实际应用的生物可降解Zn合金骨科植入产品。
3 不同加工工艺对生物可降解Zn合金骨植入材料的性能影响
除合金化方法外，热处理、变形加工等加工工艺可通过改变Zn合金的显微结构，从而提升Zn合金的综合力学性能，满足不同骨科植入材料的临床服役要求。目前生物可降解Zn合金的加工方法包括传统的铸造、塑性变形加工技术 （plastic deformation technique，PDT）和众多先进的加工方法，包括常规粉末冶金(powder metallurgy，PM)、剧烈PDT （severe PDT，SPDT）、增材制造（additive manufacturing，AM）等。目前常见的生物可降解Zn合金所采用的加工工艺如图1所示。
图1
常见生物可降解Zn合金骨植入材料的加工工艺
Figure1.
Processing technology of biodegradable Zn alloy used for bone implant
3.1 传统方法
铸造工艺可分为挤压铸造、重力铸造和砂型铸造三类，其中挤压铸造是可降解Zn合金最常用的加工工艺。铸造的Zn合金表现出非常低的抗拉强度，无法满足骨科植入物的力学要求，但铸造可以直接创建所需的产品轮廓（例如接骨板内固定系统），作为后续加工过程的原材料。目前常用的PDT方法包括挤压、拉拔、锻造和轧制等。Yang等[26]利用热挤压技术生产的Zn-0.4Mg合金板屈服强度（yield strength ，YS）、抗拉强度（tensile strength，TS）、延伸率分别为284 MPa、353 MPa、15.2%，符合生物可降解骨科内固定材料的力学标准（YS>230 MPa、TS>300Mpa、延伸率>18%）[27]。因此，PDT也是常用于改善Zn合金骨科植入材料力学性能的二次加工技术。
3.2 先进加工技术
Zn合金的晶粒结构是六边形密堆积，室温下的加工能力较差，传统铸造等加工工艺效率偏低、成本较高[28]，因此不适合Zn合金骨植入材料的批量生产。近年来，随着Zn合金作为可降解骨植入材料的研究越来越深入，为了满足临床多元化的要求，已有越来越多的先进加工技术用于可降解Zn合金骨科植入产品的研发。
粉末冶金是制备复合材料的常用方法，该方法可制备出成分均匀、晶粒细小、性能优异的Zn合金，几乎可达到骨植入材料最终的成形要求。Sotoudeh等[29]采用粉末冶金方法制备具有纳米结构Zn-Mn合金，该合金具有较高的抗压强度和断裂伸长率，同时具有良好耐腐蚀性能，符合骨植入物的基本力学要求。SPDT技术（如高压扭转、等通道转角挤压等）可以产出超细晶粒，因而可以提高合金材料的塑性。Wątroba等[30]通过高压扭转技术合成了Zn–3Ag-0.5Mg合金，该超细晶金属复合物具有极高的硬度，未来可能制备用于负重部位骨折的钉板内固定系统。Liu等[31]采用12道次等通道转角挤压工艺制备了Zn-1.6Mg合金，使其屈服强度和延伸率从铸态时的82.3 MPa和1.4%提高到361 MPa和5.2%，极大地拓展了该合金的应用范围。虽然粉末冶金和SPDT技术可以进一步提升Zn合金材料的力学性能，然而在应用过程中，还需综合考虑Zn合金材料抗疲劳性能以及存储过程中的力学性能的变化和临床使用过程中的降解情况。
由各种原因导致的骨缺损一直是临床医生面临的棘手问题。为了高效的组织再生和大骨缺损的重建，植入物需要具备合适的孔隙率和孔隙间的互联性，以利于细胞的有效迁移和渗透。传统粉末冶金等方法制备的多孔金属不能产生完全互联的多孔结构，也无法满足复杂骨缺损的外部设计和复杂的内部结构。AM技术是目前生产多孔Zn合金材料最具前景技术，它通过“分层制造、逐层叠加”的方式快速构造出任意复杂物理结构的三维（three dimension，3D）打印多孔Zn合金骨科植入材料。AM技术包括直接能量成形（direct energy deposition，DED）、粉床熔融成形（powder bed fusion，PBF）和黏结剂喷射成形（binder jetting，BJ）等。DED和PBF可以进一步分为激光DED（laser DED，LDED）、电子束DED（electron beam DED， EB-DED）、激光PBF（laser PBF，LPBF）和电子束PBF（electron beam PBF，EB-PBF）技术。其中LPBF技术已用于制备生物可降解3D打印多孔Zn合金骨科植入材料。该方法可使Zn合金材料的晶粒细化，其力学性能比铸态和变形态的Zn合金材料明显提高[32-34]。目前利用AM技术可以构建与缺损骨组织外形相匹配且与人皮质骨或松质骨具有相近弹性模量的3D打印多孔Zn合金骨植入材料[35]。Li等[36]采用LPBF技术制备出具有密度梯度的3D打印多孔Zn合金材料，通过28 d的动态体外降解实验发现，其体积损失为7.1%～11.9%，弹性模量和屈服强度的力学性能均在人类松质骨的范围内。但研究中，由于Zn的熔点和沸点较低，在激光熔化过程中会发生大量蒸发，导致严重的飞溅和气孔，使激光能量输入在粉床上不稳定，导致材料的成型质量过低[37]。因此需要调节粉体性能、工艺参数、扫描策略和气体流量等各种因素以提高成型质量[38-39]。未来，除了不断优化3D打印多孔Zn合金材料的加工参数外，还应通过改变孔隙形状、孔隙率等方面入手模拟骨小梁的结构特点，设计制造出更加仿真的3D打印多孔Zn合金骨科植入材料，以有利于人体的血管和肌肉长入，便于运送血液和营养物质，真正可实现人工骨骼替代[40]。
4 生物可降解Zn合金骨科植入材料结构的优化设计
在尸体标本上进行生物力学测试是判断离体骨植入材料初始稳定性的“金标准”，但在体内应用生物可降解Zn合金骨植入材料后，其机械强度会随着时间的推移而降低，因此需要充分考虑材料的生物降解速率[41]。拓扑优化技术可根据给定的负载情况和性能指标，对材料进行数学运算，从而设计出某种力学性能最优且满足负载条件的结构。Vautrin等[42]运用了一种时间依赖的计算方法，建立包含Mg合金体内降解和骨折愈合的有限元模型，验证了生物可降解Mg合金钉板系统在人体下颌骨骨折愈合早期（手术后两个月）的力学稳定性，并通过计算机模拟实现对该钉板内固定系统结构的优化设计。Zhang等[43]通过建立材料的降解模型，利用所提出的拓扑优化方法设计出在骨修复阶段强度最大化的可降解金属骨植入物，并提出一种同时考虑拓扑优化和材料降解的新设计方法，可结合AM技术获得增强骨折愈合的高性能植入物。目前，针对生物可降解Zn合金骨植入材料的拓扑优化设计还很少，人们可以借鉴现有Mg合金等可降解金属材料的研究成果开发适合可降解Zn合金骨植入材料的演变模型，设计出满足力学强度要求、结构最为简化的可降解Zn合金骨科植入材料。未来，还可以结合AM技术实现生物可降解Zn合金骨植入材料的个性化打印，以满足患者的多元需求。
5 前景与展望
虽然采用合金化、二次加工处理等方法使生物可降解Zn合金骨植入材料的性能逐步完善，但过多合金元素的添加容易导致植入物的局部非均匀降解，难以保证服役期间的力学完整性[44]。表面改性技术在增强Zn合金力学性能的同时还可保持材料的整体性能，是一种低成本且简单有效的方法。目前常见的表面改性技术如沉积涂层、转化涂层和复合涂层等已被用于制备生物可降解Zn合金骨植入材料。近年来一些机械涂层技术如等离子体表面工程、磁控溅射等，通过直接在金属表面进行机械加工，使 Zn合金表面晶粒细化，优化合金元素分布，减少生物可降解Zn合金骨植入材料的局部腐蚀，从而改善服役行为[45]。这些技术和方法也将有力推动生物可降解Zn合金骨植入材料的应用。
从生物安全性的角度来看，关于生物可降解Zn合金骨植入材料用于体内的研究仍较少，所以需要更多的接近人体应用环境的大动物实验（原位）研究进行长期验证。从机械强度的角度来说，纯Zn不满足作为骨植入物的要求，虽然可通过复杂多样的加工工艺提升Zn合金的力学性能，但缺乏相对各类工艺对生物可降解Zn合金骨植入材料力学性能和腐蚀性能等影响的系统性评价。值得一提的是，很少有研究强调抗蠕变对骨植入材料的重要性，在使用生物可降解Zn合金骨科植入材料时，应考虑大的蠕变应变可能造成的植入物松动。相信随着研究的不断深入，生物可降解Zn合金骨植入物的综合性能会更为出色，各类相关产品将会问世并造福人类。
重要声明
利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。
作者贡献声明：张天蔚负责综述构思、资料收集、文章撰写；刘宇宸、王韦丹参与文章修改整理、分析总结；赵德伟对文章的知识性内容作批评性审阅，并提出重要参考意见。
0 引言
生物可降解金属材料具有良好的力学强度和生物可降解性，可有效地解决应力遮挡和二次手术相关的临床问题，是一种极具应用前景的骨植入材料。理想的生物可降解金属骨植入材料应满足以下几点: ① 在炎症和修复阶段，植入物应具有足够的强度来支撑骨折或缺损区域的应力，提供足够的结构稳定性。② 在骨重建阶段，骨折或缺损的部位需要适当的刺激，即应力刺激，以保证骨的有效愈合。随着金属的降解，材料刚度逐渐降低，利于载荷转移到骨，避免应力遮挡引起的骨吸收。③ 骨折愈合后，不需要二次手术取出[1]。除此以外，近年来生物可降解金属骨植入材料正向功能化发展，即材料本身具有骨诱导性，可促进骨组织的再生。目前生物可降解金属材料的研究主要包括镁（Mg）、锌（Zn）和铁（Fe）三个体系。由于Fe的降解速率过慢，容易引起和不可降解金属同样的应力遮蔽问题，最终导致骨密度降低（骨量减少），因此应用受限。Mg合金具有很好的生物相容性和成骨活性，具有与天然骨骼相似的力学性能，已被用做骨修复材料。目前，德国的Mg-钇（Y）-镧(Re) -锆（Zr）合金螺钉已经成功通过欧洲一致性认证，获批进入医疗器械市场应用于各类骨折手术。韩国Mg-钙（Ca）-Zn合金螺钉、我国的高纯Mg螺钉和Mg-钕（Nd）-Zn-Zr合金螺钉均已陆续开展临床试验，均获得了良好的效果[2]。但Mg在人体环境中降解速率过快，降解时产生较多的氢气，可能会影响植入术后的切口愈合。Zn的降解速率介于Mg和Fe之间，可在生物体内均匀降解，降解过程中不产生氢气，同时具备骨植入材料的服役要求，不产生应力遮挡，逐渐被认为是一种极具应用前景的骨植入材料[3]。目前已有Zn合金接骨板用于人体下颌骨骨折。生物可降解Zn合金骨植入材料的应用主要包括骨接合植入器件（如接骨板、接骨螺钉）和骨修复材料（如金属补块）等。根据使用部位是否负重，对Zn合金的生物活性、机械强度和韧性等要求也不同。本文总结了生物可降解Zn合金骨植入材料的生物学作用和研究成果，分析了不同加工方式对Zn合金材料性能的影响，为制备满足不同服役条件的Zn合金骨植入材料提供了系统的设计理念，为研究者提供更为全面的参考。
1 生物可降解Zn合金作为骨植入材料的生物作用
Zn是人体第二大必需微量元素，它参与机体基因表达、信号传导等重要的生理过程[4]。Zn能够通过多种途径影响人体内骨的形成[5]。研究表明，Zn可通过调控成骨细胞特异性转录因子2（runt-related transcription factor 2，Runx2）的表达，提升骨钙素、I型胶原蛋白和碱性磷酸酶的合成和活性[6-7]，增加Ca和磷（P）的积累，促进骨生成。此外，Zn能刺激成骨细胞产生骨保护素(osteoprotegerin, OPG），OPG可与核因子-κB（nuclear factor kappa-B，NF-κB）配体的受体激活剂（receptor activator of NF-κB ligand，RANKL）结合，从而抑制RANKL与破骨前体细胞NF-κB受体激活剂（receptor activator of NF-κB，RANK）的结合，减少破骨细胞形成，防止骨质流失。因此Zn合金是一种具有生物活性的生物可降解材料[8]。
现有理论认为，摄入过量的Zn可以通过肾脏排出体外，但长期摄入可能会对人体肝、脾、大脑、心脏等重要器官产生损伤，同时导致铜缺乏并对脂蛋白谱产生不利影响[9]。但Qu等[10]对纯Zn进行了体外细胞相容性评价，发现纯Zn对小鼠前成骨细胞的增殖活性无明显影响。Bowen等[11]将纯Zn丝植入到老鼠血管内，结果表明Zn以及其降解产物不会引起溶血反应和周围组织的炎症反应，同时Zn能够抑制平滑肌细胞增殖、抑制血管再狭窄，实验过程中动物并未表现出全身或局部的毒性反应。生物可降解Zn合金材料的降解速率通常较慢，因此局部小范围的应用一般不会引起整体内环境的改变，所以生物可降解Zn合金作为骨植入材料理论上也是安全可行的。但目前对于可降解Zn合金材料的生物安全性仍缺乏一致性评价，缺乏行业内部的相关标准，因此在生物可降解Zn合金骨植入物材料开发过程中必须对其生物相容性给予足够的关注与评价。
2 合金化对生物可降解Zn合金骨植入材料的性能影响
与钛（Ti）或不锈钢材料相比，Zn的力学性能更接近人体骨骼，但具有密排六方晶体结构的纯Zn只有两个独立的滑移系，因此在铸态下表现出极低的伸长率和屈服强度，且纯Zn再结晶温度低，在室温会产生蠕变现象，很难满足骨植入材料对力学性能的基本要求。合金化被认为是一种提高Zn力学性能的有效手段。
2.1 二元合金
近年来，国内外科研人员陆续开发出了一系列具有优良力学性能的可降解二元Zn合金体系。但作为骨植入材料，合金元素的选择需要充分考虑元素的生物安全性，通常选择人体自身含有的金属元素或者对人体无毒副作用的元素。Li等[12]从微观结构、力学性能、降解速率和体内外生物相容性等方面系统评价了Mg、Ca、锶（Sr）等8种营养元素组成的新型Zn基二元合金（Zn-1X），其中X指代该研究里Mg、Ca、Sr等8种任意营养元素，这类元素的添加显著改善了纯Zn的力学性能和生物相容性。Ti是目前应用最为广泛的骨植入材料，具良好的生物相容性和力学性能。Wang等[13]对不同加工方式的Zn-xTi合金（x表示Zn-xTi合金中钛元素的质量分数，以下沿用这种表达方式）的力学性能进行了研究，发现轧制后的Zn-xTi合金力学性能显著提升，适合在人体负重区使用。Jia等[14]在纯Zn中加入不同质量分数的微量元素锰（Mn），制备生物可降解的Zn-xMn合金，Mn的加入提高了纯Zn的力学性能，其中Zn-0.8Mn合金的延伸率达到（83.96 ± 2.36）%，因此耐疲劳性更好，Mn还可促进骨形成，可用于设计具有骨诱导功能的植入材料。研究表明Sr具有良好的成骨作用和促血管生成作用， 因此Zn-Sr合金可能是一种良好骨组织工程材料，可用于创伤造成的骨缺损[15-16]。目前常见的生物可降解Zn-1X合金[12-22],如表1所示。
表1
常见的生物可降解Zn-1X合金列表
Table1.
List of common biodegradable Zn-1X binary alloys
2.2 三元合金
三元合金体系仍缺乏研究，目前骨科植入产品主要在Zn-Mg合金的基础上添加例如Sr、Ca和Fe等人体必须元素来提升Zn合金的综合性能。Klíma等[23]将Zn–0.8Mg–0.2Sr合金螺钉植入白兔胫骨中，120 d内未观察到炎症反应或骨吸收，这种含Sr的Zn合金植入体表面可见到结构规则的骨和软骨形成。Sun等[24]研制一种屈服强度高达317 MPa的Zn-0.8Mn-0.4Mg合金螺钉并用于兔前交叉韧带重建术中，Mn元素的添加可显著加速新骨形成并进一步诱导肌腱矿化，促进腱—骨整合，利于早期关节功能恢复和康复训练，可能在未来具有广泛的临床应用前景。Shao等[25]设计了一种三元合金Zn-xMg-xFe，Fe元素使Zn-xMg合金具备更为优良的力学强度，由该合金制备成接骨板目前已经成功应用于人体下颌骨骨折的固定。在这些研究中，新型Zn基三元合金具有更为理想的力学性能和生物活性，为生物可降解骨植入材料提供了更多的选择。
目前Zn合金种类繁多，多项研究从促进骨生成、改善降解行为、提高体外力学性能等多方面提出了生物可降解Zn合金作为骨植入物的合金化设计策略。人们还可以根据不同元素的生物学作用，选择不同的合金化元素，制备更符合临床实际应用的生物可降解Zn合金骨科植入产品。
3 不同加工工艺对生物可降解Zn合金骨植入材料的性能影响
除合金化方法外，热处理、变形加工等加工工艺可通过改变Zn合金的显微结构，从而提升Zn合金的综合力学性能，满足不同骨科植入材料的临床服役要求。目前生物可降解Zn合金的加工方法包括传统的铸造、塑性变形加工技术 （plastic deformation technique，PDT）和众多先进的加工方法，包括常规粉末冶金(powder metallurgy，PM)、剧烈PDT （severe PDT，SPDT）、增材制造（additive manufacturing，AM）等。目前常见的生物可降解Zn合金所采用的加工工艺如图1所示。
图1
常见生物可降解Zn合金骨植入材料的加工工艺
Figure1.
Processing technology of biodegradable Zn alloy used for bone implant
3.1 传统方法
铸造工艺可分为挤压铸造、重力铸造和砂型铸造三类，其中挤压铸造是可降解Zn合金最常用的加工工艺。铸造的Zn合金表现出非常低的抗拉强度，无法满足骨科植入物的力学要求，但铸造可以直接创建所需的产品轮廓（例如接骨板内固定系统），作为后续加工过程的原材料。目前常用的PDT方法包括挤压、拉拔、锻造和轧制等。Yang等[26]利用热挤压技术生产的Zn-0.4Mg合金板屈服强度（yield strength ，YS）、抗拉强度（tensile strength，TS）、延伸率分别为284 MPa、353 MPa、15.2%，符合生物可降解骨科内固定材料的力学标准（YS>230 MPa、TS>300Mpa、延伸率>18%）[27]。因此，PDT也是常用于改善Zn合金骨科植入材料力学性能的二次加工技术。
3.2 先进加工技术
Zn合金的晶粒结构是六边形密堆积，室温下的加工能力较差，传统铸造等加工工艺效率偏低、成本较高[28]，因此不适合Zn合金骨植入材料的批量生产。近年来，随着Zn合金作为可降解骨植入材料的研究越来越深入，为了满足临床多元化的要求，已有越来越多的先进加工技术用于可降解Zn合金骨科植入产品的研发。
粉末冶金是制备复合材料的常用方法，该方法可制备出成分均匀、晶粒细小、性能优异的Zn合金，几乎可达到骨植入材料最终的成形要求。Sotoudeh等[29]采用粉末冶金方法制备具有纳米结构Zn-Mn合金，该合金具有较高的抗压强度和断裂伸长率，同时具有良好耐腐蚀性能，符合骨植入物的基本力学要求。SPDT技术（如高压扭转、等通道转角挤压等）可以产出超细晶粒，因而可以提高合金材料的塑性。Wątroba等[30]通过高压扭转技术合成了Zn–3Ag-0.5Mg合金，该超细晶金属复合物具有极高的硬度，未来可能制备用于负重部位骨折的钉板内固定系统。Liu等[31]采用12道次等通道转角挤压工艺制备了Zn-1.6Mg合金，使其屈服强度和延伸率从铸态时的82.3 MPa和1.4%提高到361 MPa和5.2%，极大地拓展了该合金的应用范围。虽然粉末冶金和SPDT技术可以进一步提升Zn合金材料的力学性能，然而在应用过程中，还需综合考虑Zn合金材料抗疲劳性能以及存储过程中的力学性能的变化和临床使用过程中的降解情况。
由各种原因导致的骨缺损一直是临床医生面临的棘手问题。为了高效的组织再生和大骨缺损的重建，植入物需要具备合适的孔隙率和孔隙间的互联性，以利于细胞的有效迁移和渗透。传统粉末冶金等方法制备的多孔金属不能产生完全互联的多孔结构，也无法满足复杂骨缺损的外部设计和复杂的内部结构。AM技术是目前生产多孔Zn合金材料最具前景技术，它通过“分层制造、逐层叠加”的方式快速构造出任意复杂物理结构的三维（three dimension，3D）打印多孔Zn合金骨科植入材料。AM技术包括直接能量成形（direct energy deposition，DED）、粉床熔融成形（powder bed fusion，PBF）和黏结剂喷射成形（binder jetting，BJ）等。DED和PBF可以进一步分为激光DED（laser DED，LDED）、电子束DED（electron beam DED， EB-DED）、激光PBF（laser PBF，LPBF）和电子束PBF（electron beam PBF，EB-PBF）技术。其中LPBF技术已用于制备生物可降解3D打印多孔Zn合金骨科植入材料。该方法可使Zn合金材料的晶粒细化，其力学性能比铸态和变形态的Zn合金材料明显提高[32-34]。目前利用AM技术可以构建与缺损骨组织外形相匹配且与人皮质骨或松质骨具有相近弹性模量的3D打印多孔Zn合金骨植入材料[35]。Li等[36]采用LPBF技术制备出具有密度梯度的3D打印多孔Zn合金材料，通过28 d的动态体外降解实验发现，其体积损失为7.1%～11.9%，弹性模量和屈服强度的力学性能均在人类松质骨的范围内。但研究中，由于Zn的熔点和沸点较低，在激光熔化过程中会发生大量蒸发，导致严重的飞溅和气孔，使激光能量输入在粉床上不稳定，导致材料的成型质量过低[37]。因此需要调节粉体性能、工艺参数、扫描策略和气体流量等各种因素以提高成型质量[38-39]。未来，除了不断优化3D打印多孔Zn合金材料的加工参数外，还应通过改变孔隙形状、孔隙率等方面入手模拟骨小梁的结构特点，设计制造出更加仿真的3D打印多孔Zn合金骨科植入材料，以有利于人体的血管和肌肉长入，便于运送血液和营养物质，真正可实现人工骨骼替代[40]。
4 生物可降解Zn合金骨科植入材料结构的优化设计
在尸体标本上进行生物力学测试是判断离体骨植入材料初始稳定性的“金标准”，但在体内应用生物可降解Zn合金骨植入材料后，其机械强度会随着时间的推移而降低，因此需要充分考虑材料的生物降解速率[41]。拓扑优化技术可根据给定的负载情况和性能指标，对材料进行数学运算，从而设计出某种力学性能最优且满足负载条件的结构。Vautrin等[42]运用了一种时间依赖的计算方法，建立包含Mg合金体内降解和骨折愈合的有限元模型，验证了生物可降解Mg合金钉板系统在人体下颌骨骨折愈合早期（手术后两个月）的力学稳定性，并通过计算机模拟实现对该钉板内固定系统结构的优化设计。Zhang等[43]通过建立材料的降解模型，利用所提出的拓扑优化方法设计出在骨修复阶段强度最大化的可降解金属骨植入物，并提出一种同时考虑拓扑优化和材料降解的新设计方法，可结合AM技术获得增强骨折愈合的高性能植入物。目前，针对生物可降解Zn合金骨植入材料的拓扑优化设计还很少，人们可以借鉴现有Mg合金等可降解金属材料的研究成果开发适合可降解Zn合金骨植入材料的演变模型，设计出满足力学强度要求、结构最为简化的可降解Zn合金骨科植入材料。未来，还可以结合AM技术实现生物可降解Zn合金骨植入材料的个性化打印，以满足患者的多元需求。
5 前景与展望
虽然采用合金化、二次加工处理等方法使生物可降解Zn合金骨植入材料的性能逐步完善，但过多合金元素的添加容易导致植入物的局部非均匀降解，难以保证服役期间的力学完整性[44]。表面改性技术在增强Zn合金力学性能的同时还可保持材料的整体性能，是一种低成本且简单有效的方法。目前常见的表面改性技术如沉积涂层、转化涂层和复合涂层等已被用于制备生物可降解Zn合金骨植入材料。近年来一些机械涂层技术如等离子体表面工程、磁控溅射等，通过直接在金属表面进行机械加工，使 Zn合金表面晶粒细化，优化合金元素分布，减少生物可降解Zn合金骨植入材料的局部腐蚀，从而改善服役行为[45]。这些技术和方法也将有力推动生物可降解Zn合金骨植入材料的应用。
从生物安全性的角度来看，关于生物可降解Zn合金骨植入材料用于体内的研究仍较少，所以需要更多的接近人体应用环境的大动物实验（原位）研究进行长期验证。从机械强度的角度来说，纯Zn不满足作为骨植入物的要求，虽然可通过复杂多样的加工工艺提升Zn合金的力学性能，但缺乏相对各类工艺对生物可降解Zn合金骨植入材料力学性能和腐蚀性能等影响的系统性评价。值得一提的是，很少有研究强调抗蠕变对骨植入材料的重要性，在使用生物可降解Zn合金骨科植入材料时，应考虑大的蠕变应变可能造成的植入物松动。相信随着研究的不断深入，生物可降解Zn合金骨植入物的综合性能会更为出色，各类相关产品将会问世并造福人类。
重要声明
利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。
作者贡献声明：张天蔚负责综述构思、资料收集、文章撰写；刘宇宸、王韦丹参与文章修改整理、分析总结；赵德伟对文章的知识性内容作批评性审阅，并提出重要参考意见。
