综述：从快速腐蚀到临床应用：基于镁的骨科植入物的涂层技术

《Materials Advances》：From rapid corrosion to clinical use: coating technologies for magnesium-based orthopedic implants

　　可生物降解的镁（Mg）及其合金由于其类似骨的弹性模量和逐渐的生物降解性而被广泛用于骨科固定，这可以消除二次手术移除的需要；然而，在生理环境中，由于缺陷和微裂纹引发的快速和局部腐蚀会导致过早的机械失效、氢气的释放以及碱性条件的产生，这些条件会干扰早期骨愈合过程中的蛋白质吸附和细胞整合，因此表面涂层对于控制界面反应、调节材料传输和改善生物相容性至关重要。在这项工作中，提出了一个比较和机制性的框架，用于评估无机（Ca-P和氧化物）、有机（PCL、PLGA、壳聚糖、胶原蛋白）以及混合涂层系统，其中代表性研究从腐蚀性能、生物反应和关键限制方面进行了批判性分析，从而能够识别不同涂层策略之间的一致的结构-性能关系。分析表明，混合涂层和多层涂层通过结合有效的屏障保护与控制的Mg2+释放以及增强的生物活性提供了最平衡的性能，但由于在生理负荷下长期粘附力不足、缺乏可扩展的制造方法以及缺乏标准化的腐蚀-生物学评估协议，临床转化仍然受到限制，因此强调了需要具有多功能性、可控降解性和改进界面稳定性的下一代镁涂层。

1. 引言

近年来，对用于骨修复和再生的生物材料的需求显著增加，每年进行的骨移植手术超过220万例，包括关节置换、脊柱骨折矫正、长骨内固定、颌面手术和其他骨科干预。这种临床需求加速了具有高生物相容性和足够机械强度的植入材料的发展，这些材料被广泛分类为生物惰性、生物活性和生物可吸收材料，包括金属、聚合物、陶瓷和复合材料，它们在骨组织工程中得到广泛应用。在这些材料中，金属由于其耐用性和抗 fracture 能力而常用于承重力骨科应用；传统的金属生物材料包括不锈钢、钛（Ti）合金、钴-铬（Co–Cr）合金以及镁（Mg）及其合金，它们在临床骨科实践中被常规使用。不锈钢和Co–Cr合金表现出非常高的弹性模量（约200–253 GPa）和超过1000 MPa的抗拉强度，而基于钛的合金则显示出相对较低的模量（约55–150 GPa）以及较高的屈服强度和抗拉强度（约600–1764 MPa）。尽管这些传统的金属植入物提供了出色的机械可靠性和可接受的生物相容性，但它们存在固有的临床限制。因此，这些惰性材料被设计为永久留在体内，通常需要在骨愈合后进行二次手术移除，这增加了患者的风险、成本和并发症或组织不匹配的可能性。此外，它们的弹性模量显著高于天然骨，导致应力屏蔽效应，可能导致骨吸收、植入物松动和长期失效。另外，腐蚀引起的金属离子释放或磨损碎屑可能会引起局部毒性或过敏反应。

相比之下，镁合金的机械性能更接近天然骨，其弹性模量为55–110 GPa，密度为1.74–1.84 g cm?3，与人类皮质骨（15–30 GPa；1.80–2.10 g cm?3）相当，如图1所示。它们的抗拉强度约为690–1100 MPa，远低于不锈钢和Co–Cr合金，但更接近皮质骨。这种相似性有助于减少应力屏蔽效应，使得基于镁的植入物更适合用于承重和临时固定应用。因此，越来越多的基于镁的合金被提议作为临时植入物的有希望的候选材料。

图1 显示了代表性植入材料的杨氏模量与皮质骨的比较。除了机械相容性之外，镁合金还具有良好的生物相容性和体内生物降解性。这使它们成为临时植入物的合适选择，消除了手术移除的需要，并降低了患者成本。这种有利的生物反应归因于镁在人体中的重要作用，人体每天常规摄入量为250–500毫克，并且能够安全排泄。此外，降解过程中释放的Mg2+离子通过刺激基因表达和参与骨重塑的蛋白质活性以及调节骨组织所需的细胞外基质成分来促进成骨细胞的增殖和骨再生。这些机械、生物和可降解特性解释了人们对基于镁的植入物的日益增长的临床兴趣，它们在骨愈合过程中的作用在图2中进行了总结。图2 展示了镁及其植入物在骨再生中的生理分布和机械生物学效应：(a) 人体内镁的摄入、吸收、系统分布和储存以及肾脏排泄的概念性概述；(b) 嵌入骨组织中的镁植入物的示意图，突出了植入物-骨界面和局部降解环境；(c) 概念性的力学模型显示了镁植入物的生物降解性如何诱导免疫调节、血管生成、骨生成和骨重塑，其中Mg2+的释放是这些耦合过程的核心驱动因素。由于这些特点，镁及其合金在生物医学应用中受到了越来越多的关注，特别是在骨科植入物中，如骨螺钉、骨板、骨针和K型钢丝、脊柱固定装置、髓内钉、3D打印支架、干扰螺钉，以及用于骨折固定或骨缺损修复。

图3 展示了镁及其合金在骨科植入物中的应用。尽管基于镁的材料具有多个理想的特性，例如生物相容性和诱导骨发育的能力，但由于其在生理环境中的不可控降解速率，作为临时植入物仍然面临关键的限制。尽管镁合金的腐蚀副产品通常是无毒的并且可以通过代谢清除，但由于生理条件加速了它们的降解，镁合金在人体中仍然会迅速降解。体液中的高浓度氯离子（约96–106 mEq/L）和中性至微碱性pH值（约7.4–7.6）会导致比典型水溶液更剧烈的降解。这种快速降解伴随着植入物表面的持续电化学反应，在此过程中，阳极镁溶解和阴极氢气释放会导致形成瞬态的Mg(OH)2层并释放H2气体。在含有氯的生物流体中，当氯浓度超过约30 mmol L?1时，这种氢氧化物层变得不稳定并容易转化为可溶性的MgCl2，从而加速了腐蚀。因此，过量的氢气释放会导致局部碱化，由于OH?的积累和植入部位pH值的显著增加。尽管升高的pH值促进了钙磷酸盐的沉淀，但由此产生的保护作用是不均匀的，不足以防止持续的腐蚀。气泡的积累可能在伤口附近形成气体空腔，触发早期炎症反应并破坏局部生物环境，干扰骨组织形成并延迟愈合，这限制了这些植入物的临床应用。

因此，镁合金中的局部腐蚀，特别是点蚀，促进了微缺陷的形成，这些微缺陷通过阳极溶解和氢辅助裂纹机制触发应力腐蚀裂纹（SCC），显著增加了在生理负荷条件下植入物过早失效的风险。因此，在骨愈合期间（大约24–32周）实现一个可控的降解速率，以保持足够的机械完整性，对于镁基植入物的临床应用来说仍然是一个关键的挑战。控制降解行为和骨愈合期间的机械稳定性的主要因素在图4中进行了总结。图4 总结了影响镁植入物降解行为和生物活性的因素。为了抑制镁合金在生理环境中的固有快速降解，有效控制降解速率对于安全临床应用至关重要。尽管合金化和工艺优化已被广泛探索，但仅靠合金化不足以充分增强基于镁的植入物的早期骨反应。因此，表面改性策略因其简单性、成本效益、多功能性和卓越的性能而受到越来越多的关注。在这些策略中，生物相容性表面涂层已成为最有效的方法，因为它们在镁基底和生理环境之间提供了物理屏障，从而显著提高了耐腐蚀性，同时增强了机械稳定性和生物性能。涂层的生物相容性、可控降解性和稳健的界面粘附对于临床安全性和长期体内稳定性至关重要。涂层组成和微观结构对耐腐蚀性、界面完整性和细胞反应起着决定性作用，而弱的粘附性可能导致涂层失效并加速镁的降解。因此，最近在可生物降解镁合金涂层技术方面的进展集中在提高涂层-基底粘附性和确保长期体内稳定性上。这些系统通常被分类为无机、有机和混合涂层，每种涂层在腐蚀控制和生物反应中发挥着不同的作用。然而，当前的综述往往只是描述性的，并没有完全建立涂层结构、降解行为和生物性能之间的明确机制联系，这限制了它们在材料选择和设计中的价值。在这项工作中，建立了一个统一的机制性和比较框架，直接将涂层类型、腐蚀行为和不同涂层策略下的生物反应联系起来。此外，还系统地分析了代表性研究，基于腐蚀性能、生物结果、制造复杂性和关键限制来识别一致的性能趋势和潜在机制；这种方法提供了面向设计的见解，并支持更明智的选择和开发下一代可生物降解镁植入物的涂层系统。

2. 生物相容性涂层的类型

2.1 无机涂层

2.1.1 基于Ca-P的涂层

钙-磷酸盐（Ca-P）涂层是由于其与骨组织的强相容性而最广泛用于生物医学应用中的表面处理之一。钙和磷是天然骨骼和牙齿的主要成分，通常以羟基磷灰石（HA）和三钙磷酸盐（TCP）的形式存在，它们提供结构支持并促进细胞附着。当应用于镁合金时，Ca-P涂层旨在减少镁的快速腐蚀速率，同时提高生物性能，因为涂层作为屏障限制了生理环境中镁的直接溶解。最近的研究通过加入掺杂元素如锶（Sr）、氟（F）、铌（Nb）和硅（Si）进一步增强了Ca-P涂层的性能，这些元素提高了耐腐蚀性并促进了骨再生。因此，本节回顾了应用于镁合金的Ca-P涂层的研究，重点关注制备方法、腐蚀保护和生物性能。由于它们与骨矿物的化学相似性，Ca-P涂层提供了一个有利于成骨细胞附着的生物活性表面，并增强了基于镁的植入物与周围骨组织的整合。Wang等人使用化学沉积方法在AZ31镁合金上沉积了Ca-P涂层（图6a）。这种涂层形成了一个连续且附着的层，具有片状晶体形态，均匀覆盖了合金表面，并作为生物活性屏障减少了镁的溶解并提高了耐腐蚀性和生物反应（图6b）。与这种表面形态一致，浸入Dulbecco改良的Eagle培养基（DMEM）中的测试显示，30天后未经涂层的AZ31合金的重量损失约为26.21%，而Ca-P涂层样品的降解明显较低，约为10.38%，证实了有效的腐蚀抑制（图6c）。此外，使用MC3T3-E1成骨细胞的体外实验显示，Ca-P涂层表面上的细胞存活率较高，并且粘附性和增殖得到了增强，表明了改善的细胞相容性（图6d）。进一步的体内植入兔子骨骼的实验确认了涂层植入物的降解较慢，没有炎症反应或器官毒性，证明了良好的系统生物相容性和稳定的植入物性能（图6e）。

(a) 通过化学沉积在AZ31镁合金上形成Ca-P涂层的示意图。(b) 显示片状Ca-P涂层形态的SEM图像。(c) DMEM中的重量损失表明涂层的AZ31合金降解减少。(d) MC3T3-E1细胞的增殖表明细胞相容性得到改善。(e) 4周、8周和12周时兔子胫骨的X射线图像显示Ca-P涂层AZ31植入物的体内降解较慢。改编自参考文献85。版权所有?2016，Sage。(f) 通过化学转化在AZ60镁合金上形成DCPD涂层的示意图。(g) 显示多孔DCPD涂层微观结构的SEM图像。(h) 电位动力学极化曲线显示降低的电流密度。(i) MC3T3-E1细胞的ALP活性显示增强的成骨反应。(j) 微CT图像显示涂层AZ60植入物的体内降解较慢，并且植入物周围的骨形成增加。改编自参考文献90。版权所有?2020，Elsevier。高等人也报告了类似的改进，他们在AZ60镁合金上通过化学转化工艺制备了二水合磷酸二钙（DCPD）涂层，从而提高了腐蚀控制能力和生物性能（见图6f）。所得涂层呈现出多孔的片状形态，主要由二水合磷酸二钙（DCPD）晶相组成，涂层厚度约为8±2微米（见图6g）。电化学测量结果显示腐蚀活性显著降低。腐蚀电流密度（icorr）从裸合金的67微安/平方厘米下降到涂层的约6微安/平方厘米，并且腐蚀电位向更正的方向移动（见图6h）。使用MC3T3-E1成骨细胞进行的生物评估显示，细胞活力、增殖能力和碱性磷酸酶（ALP）活性均有所提高，表明了增强的成骨行为（见图6i）。此外，体内研究显示植入物降解速度减慢，植入物周围的骨形成增加，且没有炎症反应，证实了良好的生物相容性（见图6j）。然而，纯Ca-P涂层提供的腐蚀保护仍然受到其固有多孔微观结构的限制，这促进了电解质渗透和局部降解，正如DCPD涂层所报告的那样。另外，一些研究没有评估涂层厚度和长期界面稳定性等重要参数，也没有研究抗菌性能。这些局限性表明，传统的Ca-P涂层主要关注腐蚀控制和成骨反应，但缺乏多功能保护。因此，最近的研究越来越多地通过添加其他组分来修改Ca-P涂层，以形成克服这些缺点的混合系统，这将在后续章节中讨论。

2.1.2 氧化物涂层

氧化物涂层是一类重要的无机表面改性方法，主要用于需要控制降解和提高生理环境稳定性的镁合金应用。常见的氧化物系统包括TiO2、ZrO2、Al2O3、SiO2和MgO，以及基于硅酸盐的氧化物和复合氧化物。这些涂层因其化学稳定性和强屏障功能而被广泛使用，它们可以降低腐蚀电流密度，减缓降解，并促进镁表面形成羟基磷灰石。纳米结构的氧化物层通过增加表面积和加强与周围组织的界面相互作用，可以进一步提高涂层的稳定性和生物响应。因此，最近的发展重点是将Mg、Sr、Ag和Zn等掺杂剂加入多功能氧化物系统中，或者使用Si–ZrO2、TiO2–MgO和氧化石墨烯（GO）等混合氧化物结构来增强耐腐蚀性、细胞响应和抗菌性能。以下研究探讨了在AZ91D镁合金上使用多层和复合策略制备的氧化物涂层，以改善耐腐蚀性和生物功能。Thirugnanasambandam等人在AZ91D镁合金上使用电子束物理气相沉积（EB-PVD）方法沉积了ZrO2和Si–ZrO2复合涂层（见图7a），生成了低孔隙率、均匀覆盖度的致密氧化层（见图7b）。电化学测量结果显示腐蚀活性大幅降低，腐蚀电流密度（icorr）从裸露的AZ91D的379.31微安/平方厘米降至ZrO2的0.94微安/平方厘米，再到Si–ZrO2复合涂层的0.10微安/平方厘米（见图7c）。同时，电荷转移电阻（Rct）从裸露基底的151欧姆增加到ZrO2的4.3千欧姆，再到Si–ZrO2复合涂层的5.2千欧姆，表明形成了有效的陶瓷屏障，有效限制了电解质渗透。浸泡后的表面分析还显示，与未涂层合金相比，涂层样品的裂纹减少，氯化物积聚减少。除了腐蚀保护外，Si–ZrO2复合涂层还表现出对金黄色葡萄球菌的抗菌活性，并且比单独的ZrO2涂层支持更高的成纤维细胞活力和粘附性（见图7d和e）。

(a) 使用EB-PVD在AZ91D镁合金上沉积ZrO2和Si–ZrO2涂层的示意图。(b) SEM图像显示Si–ZrO2复合涂层具有更致密的微结构。(c) 电位动力学极化曲线显示腐蚀电流密度降低。(d) L929成纤维细胞活力结果显示涂层基底的细胞相容性提高。(e) 显微荧光显微镜图像证实ZrO2和Si–ZrO2涂层上细胞粘附性和增殖性增强。改编自参考文献104。版权所有 ? 2024, MDPI。(f) 通过顺序溅射TiO2、MgO和EPD制备TiO2–MgO–GO涂层的示意图。(g) SEM图像显示GO纳米片层桥接TiO2–MgO涂层中的微裂纹，阻止电解质渗透。(i) 细胞活力结果显示MG63细胞在TiO2–MgO–GO涂层上的活力增加。(j) 荧光显微镜图像显示MG63细胞在TiO2–MgO–GO涂层表面的附着和扩散。改编自参考文献105。版权所有 ? 2024, Springer Nature。Samiee等人使用射频（RF）磁控溅射 followed by 电沉积（EPD）技术在AZ91D镁合金上制备了TiO2–MgO–GO多层涂层，其中二氧化钛（TiO2）和氧化镁（MgO）层被氧化石墨烯（GO）层覆盖，后者作为裂纹桥接相，提高了涂层的完整性（见图7f和h）。此外，微观结构观察表明TiO2–MgO层在沉积过程中形成了微裂纹，而GO纳米片层桥接了这些缺陷并减少了裂纹扩展（见图7g）。拉曼光谱确认了氧化石墨烯的存在，其特征D和G带的长宽比为约0.83，表明GO层的缺陷密度相对较低。基于生物评估，MG63成骨样细胞在TiO2–MgO–GO涂层上的附着性和增殖性增强，与未涂层的AZ91D表面相比，细胞密度更高，扩散更广（见图7i和j）。然而，传统氧化物涂层的耐腐蚀性主要依赖于致密的陶瓷屏障层，这些层限制了电解质渗透，而不是调节降解过程。因此，它们的长期稳定性可能仍然会受到沉积过程中产生的微裂纹、残余应力或局部缺陷的影响。此外，如EB-PVD等制造技术需要真空处理和复杂设备，这限制了大型生物医学植入物的可扩展性。尽管像TiO2 MgO–GO这样的混合结构通过裂纹桥接效应提高了涂层完整性，但大多数氧化物系统仍然主要依赖于屏障保护，而不是多功能表面设计。因此，最近的研究越来越多地关注同时增强耐腐蚀性和生物或抗菌性能的混合或掺杂氧化物涂层。

2.2 有机涂层

基于可生物降解聚合物的有机涂层是一种重要的策略，用于改善用于生物医学植入物的镁合金的表面性能，这些聚合物形成保护层，减少合金表面与生理液体的直接接触，从而减缓腐蚀并控制Mg2+离子的释放。常用的聚合物包括聚乳酸（PLA）、聚（乳酸-羟基酸）（PLGA）、聚己内酯（PCL）和多巴胺（PDA），以及天然聚合物如壳聚糖（CS）和胶原蛋白（COL）。除了腐蚀保护外，聚合物涂层还可以调节蛋白质吸附和细胞反应，包括粘附、增殖和分化，这些对于骨骼再生至关重要。然而，基于镁的植入物的快速降解仍可能导致氢气释放和局部碱化，当局部pH值接近7.8时，这可能会影响周围组织。因此，当前的研究越来越多地关注同时控制降解行为并改善生物性能的功能性聚合物涂层和混合聚合物生物活性系统。

2.2.1 聚己内酯（PCL）涂层

聚己内酯（PCL）是一种广泛研究的可生物降解聚酯，由于其缓慢的降解速率、良好的生物相容性和机械柔性，常用于镁合金的表面改性。它通过酯键的水解降解，最终在大约6-12个月内代谢为二氧化碳（CO2）和水分（H2O），使其适合用于临时性生物医学植入物。当作为涂层应用时，PCL形成聚合物屏障，延迟电解质渗透，调节Mg2+的释放并提高耐腐蚀性，为组织愈合提供了足够的时间。尽管如此，由于底层金属的快速降解，聚合物涂层在镁基底上的粘附性和长期稳定性仍是一个关键挑战。为了解决这一限制，已经探索了几种表面改性策略来增强PCL涂层与镁基底之间的界面结合，包括使用中间层如MgCO3涂层、硅烷偶联处理和多巴胺中间层。PCL基质还可以结合生物活性或抗菌剂，如含羟基磷灰石的生物活性玻璃纳米颗粒或抗生素，以进一步增强成骨活性和抗菌性能。本节特别关注主要基于PCL的涂层，以及最近用于提高其在镁合金上稳定性和功能的策略。Kim等人在镁制骨科螺钉上制备了PCL涂层，以调节降解并促进骨骼再生。首先通过等离子体电解氧化（PEO）处理镁螺钉，形成多孔氧化层（约2微米），增加表面粗糙度并增强聚合物粘附性（见图8a）。然后使用含5-7重量%的PCL溶液进行浸涂，经过2-6次涂层循环后，于40°C下干燥。最佳条件是使用6重量%的PCL和四次涂层循环，形成约52微米的均匀涂层厚度（见图8b）。在模拟体液中浸泡一个月后，优化后的涂层保持了稳定的表面覆盖度，尽管在螺钉插入过程中由于机械损伤，螺纹区域的部分PEO层暴露出来（见图8c）。元素分析表明暴露区域含有镁（Mg）、氧（O）、磷（P）和钙（Ca），表明基底发生了局部降解并形成了腐蚀产物。在复合涂层中，多孔的PEO层增强了界面结合，而外层的PCL层作为屏障，延迟了电解质渗透并减少了镁的溶解。在大鼠胫骨中的体内植入进一步显示，与PEO处理的植入物相比，PCL涂层螺钉周围的骨形成增加，骨与植入物的结合也得到了改善，这通过微CT和组织学观察得到了证实（见图8d和e）。这些结果表明，均匀的PEO–PCL多层涂层可以有效调节镁植入物的降解行为，同时促进骨骼再生。

(a) 镁螺钉表面改性的示意图，显示插入过程中的聚合物剥落和PEO–PCL多层的形成，其中多孔的PEO层增强了粘附性，外层的PCL层限制了电解质渗透和腐蚀。(b) 不同PCL含量下的涂层厚度，最佳厚度为6重量%。(c) PEO处理基底的表面形态，显示聚合物覆盖均匀。(d) 大鼠胫骨植入物在1个月和2个月时的微CT显示，PCL涂层螺钉的骨体积比PEO涂层更高。(e) 组织学显示PCL涂层样品的骨整合改善，而PEO涂层显示出气体空腔和局部腐蚀。改编自参考文献125。版权所有 ? 2018, Springer Nature。(f) 使用飞秒激光纹理化后进行PCL涂层修饰的WE43合金的示意图。(g) PBS浸泡前后SEM图像，显示不同沉积循环下的涂层完整性。(h) 电化学阻抗谱（EIS）显示耐腐蚀性提高。(i) 刮擦试验显示激光处理后粘附性增强。(j) 细胞相容性测试显示涂层样品的细胞活力提高。改编自参考文献126。版权所有 ?2025, Elsevier。Mousavizadeh等人使用飞秒激光表面纹理化后沉积PCL涂层，提高了WE43镁合金的耐腐蚀性（见图8f）。激光蒸腾产生了微结构氧化层，增加了表面粗糙度（1-10微米）和氧化层厚度（18-35微米），促进了与聚合物层的强机械互锁。然后使用超声波喷涂沉积不同循环次数的PCL涂层（30-90次循环）来控制涂层厚度，PBS浸泡前后的SEM显示未涂层的WE43有严重的腐蚀，而PCL涂层保持了表面完整性，60循环的涂层显示出最稳定的形态和最小的腐蚀特征（见图8g）。电化学极化显示未经处理的WE43合金具有高腐蚀活性（icorr = 134微安/平方厘米），而激光处理后的样品显示出降低的腐蚀活性（51微安/平方厘米）。电化学阻抗谱（EIS）进一步表明，优化后的60循环PCL涂层具有最高的耐腐蚀性，Rct = 3296欧姆·平方厘米，而较薄的涂层约为994欧姆·平方厘米（见图8h）。刮擦测试显示涂层粘附性显著提高，临界载荷从未经处理的WE43的约10-15毫牛增加到激光纹理化后的超过100毫牛（见图8i）。使用人主动脉内皮细胞（HAoECs）进行的细胞相容性测试表明，涂层样品的生物反应改善（见图8j）。这两种方法都强调了界面工程在稳定镁植入物上PCL涂层中的关键作用。基于PEO的策略通过多孔氧化物中间层增强了聚合物的锚定效果；然而，暴露的孔隙和插入引起的应力仍可能允许电解质局部渗透和部分涂层损坏。相比之下，飞秒激光表面纹理化产生了促进与PCL层更强机械连接的微观结构粗糙度，尽管过量的聚合物沉积可能会引入涂层不均匀性并略微降低抗腐蚀保护。从应用的角度来看，这两种方法都面临与复杂植入物几何形状上的涂层均匀性相关的挑战，以及在植入过程中可能发生的涂层损坏问题，以及可扩展性制造的局限性；因此，未来的涂层策略应该专注于改善界面密封性和控制聚合物厚度，以实现稳定的涂层附着力和在生理条件下的持久抗腐蚀保护。

2.2.2

壳聚糖（CS）和胶原蛋白（COL）涂层

壳聚糖（CS）和胶原蛋白（COL）是广泛研究的天然生物聚合物，由于它们能够结合抗腐蚀性和生物功能性，被用作镁合金的有机涂层。CS涂层主要作为屏障层，限制电解质和氯化物的渗透，同时稳定腐蚀产物并调节局部pH值，从而减少降解和限制皮下气体形成。相比之下，COL涂层提供了一个类似细胞外基质的生物活性界面，促进细胞粘附和招募，而其三维网络在治疗窗口内调节镁离子（Mg2+）的释放，支持细胞增殖和分化而不引起细胞毒性。因此，这两种系统都可以调节局部离子微环境，并促进血管生成和骨再生。然而，它们的性能受到水生生理环境中内在不稳定性的限制，在这种环境中，水吸收会导致膨胀、微裂纹和界面降解，这限制了长期抗腐蚀保护。郑等人通过磷酸酸活化后采用浸涂法在Mg–Zn–Zr–Gd–Ca合金上施加了CS涂层。涂层将腐蚀电流密度（icorr）从2.7 × 10?4降低到3.3 × 10?5 A cm?2，腐蚀速率从0.64 mg cm?2 h?1降低到0.34 mg cm?2 h?1，证实了其屏障效果。扫描电子显微镜（SEM）观察显示腐蚀坑较少，表面短期稳定性有所提高；然而，在浸泡后观察到涂层膨胀、微裂纹和部分界面脱离，表明有水分诱导的降解和表面覆盖不完全（图9a–c）。此外，涂层保持了75%以上的细胞存活率，并在植入后的1-3周内增强了细胞增殖，同时体内结果没有表现出系统毒性，并增加了骨生成生长因子（包括转化生长因子β-2 (TGF-β2) 和碱性成纤维细胞生长因子 (b-FGF) 的表达，表明骨生成信号增强和早期骨愈合加速（图9d和e）。这些结果表明，CS涂层提供了有效的初步抗腐蚀效果，但由于结构不稳定，长期耐久性有限。

2.2.2

壳聚糖（CS）和胶原蛋白（COL）涂层

壳聚糖（CS）和胶原蛋白（COL）是广泛研究的天然生物聚合物，由于它们能够结合抗腐蚀性和生物功能性，被用作镁合金的有机涂层，应用于生物医学领域。CS涂层主要作为屏障层，限制电解质和氯离子的侵入，同时稳定腐蚀产物并调节局部pH值，从而减少降解和限制皮下气体的生成。相比之下，COL涂层提供了一个类似细胞外基质的生物活性界面，促进细胞粘附和招募，其三维网络在治疗窗口内调节镁离子（Mg2+）的释放，支持细胞增殖和分化而不引起细胞毒性。因此，这两种系统都可以调节局部离子微环境，并促进血管生成和骨再生。然而，它们的性能受到水生生理环境中内在不稳定性的限制，在这种环境中，水分吸收会导致膨胀、微裂纹和界面降解，从而限制了长期抗腐蚀保护。郑等人在磷酸酸活化后，通过浸涂法在Mg–Zn–Zr–Gd–Ca合金上施加了CS涂层。该涂层将腐蚀电流密度从2.7 × 10?4降低到3.3 × 10?5 A cm?2，腐蚀速率从0.64 mg cm?2 h?1降低到0.34 mg cm?2 h?1，证实了其屏障效果。扫描电子显微镜观察显示腐蚀坑较少，表面短期稳定性有所提高；然而，在浸泡后观察到涂层膨胀、微裂纹和部分界面脱离，表明有水分诱导的降解和表面覆盖不完全（图9a–c）。此外，涂层在植入后1-3周内保持了75%以上的细胞存活率，并增强了细胞增殖，体内结果表明没有系统性毒性，并增加了骨生成生长因子的表达，包括转化生长因子β-2 (TGF-β2) 和碱性成纤维细胞生长因子 (b-FGF)，表明骨生成信号增强和早期骨愈合加速（图9d和e）。这些结果表明，CS涂层提供了有效的初步抗腐蚀效果，但长期耐久性有限，这是由于结构不稳定造成的。图9

(a) 曲线图显示了CS涂层在Mg–Zn–Zr–Gd–Ca合金上的形成及其屏障效果。(b) 浸泡1天、3天和5天后的腐蚀速率，涂层样品的腐蚀速率较低。(c) 浸泡后的扫描电子显微镜图像显示CS涂层表面的腐蚀坑较少，尽管仍存在微裂纹。(d) 1-3周内的TGF-β2表达量，CS涂层样品的表达量高于对照组(p < 0.05)。(e) 3周后的X光片显示CS涂层植入物的骨愈合情况有所改善。改编自参考文献137。版权所有 ?2022，Sage。(f) COL涂层Mg支架植入颅骨缺陷的示意图，展示了在 therapeutic 范围内控制Mg2+的释放。(g) 随时间推移Mg和COL/Mg的降解和氢气释放情况，涂层支架的降解程度较低。(h) 血管生成结果，通过分支数量和总分支长度显示COL/Mg的效果更好。(i) 4周、8周和12周的微计算机断层扫描图像显示COL/Mg的骨形成增加和缺陷闭合情况优于未涂层Mg。改编自参考文献115。版权所有 ?2025，美国化学会。Wang等人通过静电吸附和化学交联法开发了一种胶原蛋白涂层的3D打印Mg–1Zn–1Ca支架。该涂层显著提高了耐腐蚀性，将腐蚀电流密度从2.81 × 10?4降低到1.11 × 10?5 A cm?2，同时减少了氢气的释放和降解速率。此外，Mg2+的释放量也减少了（从10.69 mmol L?1降低到5.23 mmol L?1），保持在生物适宜的范围内。生物评估显示MC3T3-E1人脐静脉内皮细胞（HUVECs）和L929细胞的增殖增强，血管生成活动也增加，表现为分支数量和总管长度的增加，以及血管内皮生长因子（VEGF）和缺氧诱导因子-1α (HIF-1α)的上调。此外，体内实验表明，与未涂层Mg相比，该支架的骨体积分数（BV/TV）、骨矿物质密度（BMD）和血管化都有所提高，证实了骨整合的改善。这些结果归因于控制良好的Mg2+释放，它调节了局部微环境，并支持了耦合的血管生成和骨生成（图9f–i）。CS和COL涂层通过结合抗腐蚀性和生物活性显示出明显的好处，CS主要通过屏障效应减缓了初期降解，而COL通过调节Mg2+的释放来支持血管生成和骨形成；然而，这两种系统在生理条件下仍然存在不稳定性，水分吸收会导致膨胀、微裂纹和界面弱化，从而降低长期保护效果，基于COL的设计还涉及多步骤加工和支架结构，这可能限制了可扩展性和一致性，这意味着需要通过改进涂层稳定性和附着力（例如通过更好的交联或添加稳定的无机层）来实现可靠的长期性能。

2.3

混合涂层

混合涂层通过在一个结构中结合无机和有机成分，解决了单层系统的局限性；在基于镁的植入物系统中，无机层提供了机械强度和初期抗腐蚀性，但仍然多孔且容易受到长期降解的影响，而有机涂层提高了灵活性和生物活性，但在生理条件下缺乏结构稳定性和附着力。两者的结合产生了一个统一的涂层，增强了屏障性能，限制了电解质的渗透，并在界面处支持了可控的离子释放。因此，这种组合导致了更强的抗腐蚀性、更稳定的降解行为和更好的生物反应。尽管有这些优点，性能仍然取决于界面结合、涂层完整性和随时间保持结构稳定的能力。

2.3.1

无机-有机涂层

无机-有机混合涂层结合了无机和有机相，以克服单层涂层的局限性。无机成分如磷酸钙（Ca-P）、羟基磷灰石（HA）和金属氧化物提供了抗腐蚀性，机械强度和生物活性，而有机聚合物如聚己内酯（PCL）、PLGA、聚乳酸（PLA）、壳聚糖和胶原蛋白则提高了灵活性，增强了表面密封性，并允许更可控的降解，从而减少了Mg2+的释放和氢气的释放。这些涂层可以使用多种技术制造，包括浸涂、电泳沉积（EPD）、静电纺丝、溶胶-凝胶法和水热法。此外，多层或梯度设计有助于增加涂层密度，限制缺陷，并提高抗腐蚀性和生物性能，使其适合用于基于镁的植入物。因此，大多数当前的策略依赖于独立优化无机保护层和有机生物界面，限制了功能的完全整合。在无机-有机混合涂层中，设计重点从被动屏障密封转向了能够同时控制腐蚀行为和生物反应的多功能系统。早期的MAO/聚合物系统作为被动屏障涂层，通过结合多孔微弧氧化（MAO）层和聚合物密封层来抑制电解质的渗透，正如Li等人所展示的，PLGA/MAO涂层显著提高了电化学稳定性（图10a）。具体来说，PLGA/MAO涂层将腐蚀电流密度（icorr）降低到3.62 × 10?7 A cm?2，并在长时间浸泡期间保持了低腐蚀活性（图10b），这归功于有效的孔隙密封和限制了离子传输。此外，这种行为也与体内微计算机断层扫描分析一致，其中更高的剩余体积值和保持的植入物形态（图10c和d）表明与Mg和MAO样品相比，降解减少和结构保留改善。虽然这些系统主要通过被动屏障机制运作，但它们的性能取决于涂层的连续性、有效的孔隙密封和抵抗电解质传输的能力。

(a) PCL渗透和密封多孔MAO层的示意图，应用于Mg–Mn–Zn螺钉上。(b) 电化学响应显示腐蚀减少。(c) 剩余体积表明降解更慢。(d) 植入兔下颌骨的螺钉的微计算机断层扫描图像显示PLGA + MAO的结构保留更好。改编自参考文献150。版权所有 ?2023，Elsevier。(e) WE43合金上PCL/MAO@TiO2涂层的示意图，显示形成了多孔MAO层，随后是TiO2-聚合物密封，产生了一个密集的屏障。(f) 电位动态极化和Mg2+释放显示腐蚀降低。(g) 2周和8周时的骨矿物质密度显示骨形成更多。(h) 微计算机断层扫描和Masson染色确认新骨形成和改善的骨整合。改编自参考文献151。版权所有 ?2025，Elsevier B.V. 后来的研究在有机层中添加了功能性纳米粒子，形成了更密集的涂层，具有更好的抗腐蚀性和改善的生物性能。Chen等人开发了一种PCL/MAO@TiO2系统（图10a），其中TiO2的加入产生了一个密集的混合屏障，将腐蚀电流密度降低到5.348 × 10?9 A cm?2（图10b），提高了电化学稳定性；该涂层还控制了Mg2+的释放，限制了pH值的增加，在降解过程中将溶液pH值保持在10.2以下，反映了系统的稳定性提高。此外，观察到高细胞存活率（100%）和骨形成增加（BV/TV 32%），以及明显的新骨形成（图10c和d）。然而，抗菌效果依赖于TiO2的紫外线激活，表明在生理条件下存在局限性。相比之下，Xu等人引入了一种生物活性TA–CS层，将腐蚀电流密度降低到4.93 × 10?9 A cm?2，电阻率为3.13 × 106 Ω cm2，细胞存活率提高（92–96%），炎症减少；这种方法依赖于生物活性表面化学而不是外部激活，尽管保护机制依赖于涂层完整性。Gnedenkov等人的工作则出现了一个更根本的转变，其中涂层作为一个主动的腐蚀控制系统，而不是被动屏障。加入负载有苯并三唑（BTA）的卤氧化铝纳米管（HNT）使得缺陷触发抑制剂的释放和局部自愈成为可能（图11a）。电化学结果显示在0.01 Hz时阻抗很高（|Z|0.01Hz = 1.02 MΩ cm2），同时腐蚀电流密度很低（icorr = 11 nA cm?2），降解速率降低（0.07 mm year?1），氢气释放也受到抑制（0.13 mL cm?2）。该涂层还保持了强附着力（45.5 ± 3.09 N），表明在降解过程中结构稳定。更重要的是，局部扫描振动电极技术（SVET）/扫描离子选择性电极技术图（图11b）显示随着时间的推移，缺陷部位的电流密度明显降低，证实了主动的腐蚀抑制和自愈行为。此外，这种响应与BTA的释放和形成保护性的Mg–BTA复合物有关，同时稳定了局部pH值（7.0–7.8）。这些发现表明从传统的屏障保护转向了一种缺陷响应的抑制机制。然而，该系统仍然依赖于聚合物的降解动力学，并且缺乏直接的生物学验证。

(a) PEO多孔层用含有BTA负载的HNTs的PCL基质密封的示意图，说明了缺陷触发抑制剂释放和形成保护性的Mg BTA层，导致局部自愈。(b) SVET图显示在HBSS中1-48小时内缺陷部位的局部电流密度演变，其中HC–HNTe-B涂层显著抑制了局部腐蚀，证实了缺陷响应的抑制和电化学稳定性的改善。改编自参考文献153。版权所有 ?2025，Elsevier B.V。(c) 通过生物模拟矿化制备Mg + FnCaP涂层，在Mg基底上形成层次化的矿物-蛋白质界面，然后植入到股骨远端（兔模型中)。(d) 微计算机断层扫描分析显示植入物周围的骨形成增强。(e) H&E染色确认了骨-植入物接触的改善。(f) OCN染色显示骨生成活性提高，表明涂层通过生物活性表面机制促进了快速的组织整合和稳定的骨整合。改编自参考文献154。版权所有 ?2025，Advanced Science。Zhang等人通过修改镁基底并添加模拟纤维连接蛋白（Fn）的肽，这些肽作为生物活性成核位点，然后在受控条件下从水中的Ca2+和PO43?前体中沉积生物模拟的磷酸钙（CaP），形成了层次化的矿物-蛋白质界面（图11c）。该涂层反映了向微环境驱动设计的转变，其中腐蚀控制与免疫调节相结合。该涂层实现了BV/TV值为35–40%，骨密度（BMD）约为0.9–1.0克/立方厘米（g cm?3），Tb·Th比值约为10–12微米（μm），同时调节了免疫反应（TNF-α、IL-10，从M1型向M2型转换）并增强了骨形成（OCN、TRAP）（见图11d和f）。这种效果源于仿生矿物-蛋白质界面，它调节了细胞与材料之间的相互作用。然而，由于缺乏电化学参数，无法直接将其与专注于腐蚀防护的系统进行比较。尽管如此，从传统的MAO/聚合物屏障向纳米颗粒增强型混合涂层、缺陷响应自修复系统以及生物活性免疫调节涂层的过渡标志着显著的进步；但这些策略在功能上仍然存在脱节。屏障型涂层依赖于涂层的完整性，而自修复型涂层则依赖于降解引发的释放机制，而生物活性涂层虽然强调了细胞反应，但在定量电化学验证方面仍有限。因此，目前还尚未出现一种能够同时实现长期电化学稳定性、缺陷耐受性以及经过体内验证性能的涂层。未来的研究应致力于开发能够在稳定生理条件下整合主动腐蚀控制、免疫调节和骨形成的混合系统。

2.3.2 无机-无机涂层

无机-无机混合涂层结合了多种无机相，通过在一个统一的结构中整合互补的功能来克服单层系统的局限性；这些涂层因其能够形成致密、均匀的层或梯度结构而受到生物医学镁植入物的青睐，因为它们可以增强耐腐蚀性和抗菌性能。这样的结构提高了表面稳定性，限制了电解质的渗透，并抑制了微生物的定植。

徐丽等人102在AZ60镁合金上开发了一种无机-无机MAO–ZnO涂层，通过在微弧氧化（MAO）过程中原位掺入纳米ZnO来实现。优化后的条件（Z5）显著降低了腐蚀活性，其中腐蚀电流密度（icorr）从0.76 μA cm?2降低到0.06 μA cm?2（降低了12倍），腐蚀速率从0.0174 mm year?1降低到0.0002 mm year?1（提高了102倍），同时Ecorr值略有正向移动（-1.49 V），表明屏障稳定性得到了增强（见图12a）。这种改进直接归因于ZnO诱导的孔隙密封和形成了一个致密的内层（见图12d），这限制了电解质的渗透。除了腐蚀防护外，该涂层还表现出对金黄色葡萄球菌（S. aureus）的强大抗菌活性，在24小时后达到了约95%的抑制率（见图12b、c和e），这归因于Zn2?的释放和表面介导的抗菌效应。然而，过量的ZnO（Z8）由于裂纹形成和涂层完整性的丧失而降低了耐腐蚀性（icorr = 0.29 μA cm?2）。因此，致密氧化层的形成与ZnO的掺入共同作用，提高了表面稳定性并限制了微生物的定植，显示出在易感染环境中的骨科应用潜力。

图12

(a) AZ60镁合金上MAO–ZnO涂层的制备过程和结构演变的示意图，显示了在微弧氧化过程中原位掺入ZnO的过程、孔隙密封、致密内层的形成以及在ZnO含量过高时的缺陷生成（Z0–Z8）。(b) 在Hank溶液中的电位动态极化曲线，表明ZnO的掺入提高了耐腐蚀性。(c) 对金黄色葡萄球菌的抗菌性能，随着ZnO含量的增加，抑制效果增强。改编自参考文献102。版权所有 ? 2024, Springer Nature。然而，MAO–ZnO系统本质上仍然是被动的，其中腐蚀防护和抗菌活性主要由涂层的致密化和ZnO的掺入决定，而非通过适应性的或多功能机制。它缺乏缺陷响应行为、生物调节机制和体内验证。更重要的是，与混合有机系统相比，无机-无机涂层相对来说研究较少，这突显了在开发能够同时实现腐蚀控制和生物功能的集成无机结构方面的明显差距。

3. 比较分析、局限性与未来方向

最近在可生物降解镁合金表面涂层策略方面的进展揭示了不同涂层类别之间的明显性能趋势，如表1所总结的。无机涂层，如Ca-P和氧化物层，通过形成致密的陶瓷屏障来限制电解质的渗透并稳定界面反应，从而将腐蚀电流密度降低了1-2个数量级，这主要归功于它们的耐腐蚀性和抗菌性能的提高；这也增强了骨传导性，表现为细胞活力的提高和碱性磷酸酶（ALP）活性的增强。然而，这些涂层仍然容易受到微裂纹的影响，且粘附力较弱，其性能主要通过短期电化学测试得到验证。有机涂层，如聚己内酯（PCL）、胶原蛋白（collagen）和壳聚糖（chitosan），虽然表现出增强的生物性能，但腐蚀防护能力有限。如表1所示，它们能够提高细胞活力，促进生长因子的表达，并支持组织整合，这得益于它们 flexibility 和生物相容性。然而，它们的内在渗透性限制了其作为独立防护系统的使用。混合和复合涂层提供了最平衡的性能。例如MAO/PLGA、PCL/MAO@TiO2和TA–CS/MAO等系统，其腐蚀电流密度的降低超过了99.99%，同时电荷传输阻力也得到了提高。这种改进源于无机屏障与功能性第二相之间的协同作用，这增强了密封性、粘附性和生物响应。此外，经常观察到对金黄色葡萄球菌（S. aureus）和大肠杆菌（E. coli）的抗菌活性。与单层系统相比，混合涂层一致性地表现出更优的多功能性和稳定性，是在所报道条件下的最有效策略。然而，实验条件、测试协议和报告方法之间的显著差异限制了直接的数量比较，并引发了关于可重复性的担忧（见表2）。

表1 可生物降解镁植入物的表面涂层比较总结

基质
涂层系统
制备方法
厚度
腐蚀电流密度降低百分比 (%)
生物响应
抗菌活性
体内验证
制备复杂性
主要局限性
参考文献 AZ31
Ca-P
化学沉积
无
无
MC3T3细胞活力 >75%；增殖增加
无
兔子胫骨植入（12周）
低
有限的电化学腐蚀数据
85

AZ60
DCPD
化学转化
8 μm
91.04
MC3T3细胞活力 100%；ALP增加
无
大鼠股骨植入（3个月）
低-中等
涂层微裂纹
90

AZ91D
ZrO2/Si-ZrO2
电浆束物理气相沉积 (EB-PVD)
约330/390纳米
99.75
L929细胞活力 75–90%
金黄色葡萄球菌抑制
无
高
基于真空的沉积；可扩展性有限
104

AZ91D
TiO2–MgO–GO
射频磁控溅射 + 电泳沉积 (RF magnetron sputtering + EPD)
无
无
MG63细胞活力 100%
无
无
高
有限的电化学腐蚀数据
105

Mg螺丝
PEO-PCL
等离子体电解氧化 + 浸涂
PEO = 22 μm; PCL = 52 μm
无
骨体积增加（从1.25到6.08 mm3）
无
大鼠胫骨植入（1–2个月）
中等
螺丝插入时可能发生涂层剥离
125

WE43
激光-PCL
飞秒激光纹理化 + 超声波喷涂涂层
无
61.94
HAoEC细胞活力 90–100%
无
无
高
高激光处理成本：过厚的PCL层会降低腐蚀防护效果
126

Mg–Zn–Zr–Gd–Ca
化学溶液沉积 (CS)
HaPO活化后的浸涂
无
87.78
细胞活力 >75%；增殖增加，TGF-B2和b-FGF增加
无
大鼠骨折模型（1–3周）
低
微裂纹、肿胀、部分脱落；耐用性有限
137

WE43
MAO/PLGA
MAO + 浸涂
MAO = 10 μm
97.87
细胞活力增加；BV/TV增加；骨形成增加
无
兔子下颌骨（3个月）
低-中等
涂层降解时可能发生局部腐蚀；防护效果取决于密封完整性
150

WE43
PCL/MAO@TiO
MAO + 浸涂
MAO = 33 μm；顶层约8.3 μm
99.99
细胞活力 100%；BV/TV增加32%；骨形成增加
金黄色葡萄球菌、大肠杆菌抑制
大鼠胫骨（2, 8周）
中等
紫外光依赖的抗菌活性；体内相关性有限
151

AZ31
TA–CS/MAO
MAO + 浸涂
无
99.99
细胞活力 92–96%；炎症减少（IL-1β下降，IL-10增加）
金黄色葡萄球菌、大肠杆菌粘附
无
中等
被动机制；取决于涂层完整性
152

MA8
PCL/HNT-BTA
PEO + 真空辅助浸涂
约20–30 μm
98.17
无
无
无
无
高
取决于聚合物基质的抑制剂释放；缺乏生物验证
153

Mg
Mg + FnCaP
Fn肽功能化 + 仿生CaP沉积
无
无
BV/TV 35–40%；BMD 0.9–1.0 g cm?3；Tb·Th 10–12 μm；OCN增加；TRAP减少；TNF-α减少；IL-10增加；M1 → M2
无
大鼠股骨缺陷（2–8周）
中等
定性的电化学数据；没有明确的腐蚀电流密度/腐蚀速率值
154

ZK60
MAO + ZnO
微弧氧化过程中原位掺入ZnO
无
无
金黄色葡萄球菌抑制
无
中等
被动系统；对ZnO含量敏感（高负荷时易形成裂纹）；缺乏体内验证

表2 中使用的缩写定义

缩写
名词表

AZ31
Mg–3Al–1Zn（镁-铝-锌合金）
AZ60
Mg–6Al–1Zn（镁-铝-锌合金）
AZ91D
Mg–9Al–1Zn（镁-铝-锌合金）
WE43
Mg–4Y–3RE（镁-钇-稀土合金）
ZK60
Mg–6Zn–0.5Zr（镁-锌-锆合金）
MA8
Mg–2Mn（镁-锰合金）
Ca-P
钙磷酸盐涂层
DCPD
二水合焦磷酸钙
ZrO2
二氧化锆
Si-ZrO2
硅改性氧化锆复合材料
TiO2
二氧化钛
MgO
氧化镁
GO
氧化石墨烯
PEO
等离子体电解氧化
MAO
微弧氧化
PCL
聚己内酯
PLGA
聚（乳酸-羟基乙酸）
COL
胶原蛋白
TA–CS
单宁酸-壳聚糖涂层
ZnO
氧化锌
HNT
哈尔loysite纳米管
BTA
苯并三唑（腐蚀抑制剂）
FnCaP
纤维连接蛋白功能化钙磷酸盐

icorr
腐蚀电流密度
BV/TV
骨体积分数
ALP
碱性磷酸酶活性
VEGF
血管内皮生长因子
HIF-1α
缺氧诱导因子1-α
IL-1β/IL-10
炎症细胞因子
TNF-α
肿瘤坏死因子α
OCN
骨钙素
TRAP
耐酒石酸的酸磷酶
EB-PVD
电子束物理气相沉积
RF溅射
射频磁控溅射
EPD
电泳沉积

尽管具有这些优点，大多数涂层系统仍然是被动的，并且其性能在很大程度上取决于涂层的完整性。缺陷如微裂纹、剥离和不均匀的层会导致快速降解。此外，测试条件的变异性和缺乏标准化的协议使得直接比较变得复杂，高性能涂层通常需要复杂的制备方法，如EB-PVD和溅射，这增加了成本并限制了可扩展性。此外，大多数生物评估仅限于体外或短期小型动物研究。另一个关键的限制是降解动力学与骨骼愈合周期之间的不匹配。尽管腐蚀速率降低了，但在临床相关的12-24周时间窗口内进行精确控制仍然具有挑战性。这种不匹配可能导致过早的机械失效或植入物的延迟吸收，而腐蚀行为直接影响了生物反应，因为受控制的Mg离子释放和稳定的局部pH值可以促进细胞增殖并减少炎症活动。

从实际应用的角度来看，涂层的选择应该基于具体应用需求：无机涂层提供简单且可扩展的腐蚀防护，有机涂层增强生物反应，而混合系统则以牺牲处理复杂性为代价提供集成的多功能性。没有一种涂层系统是普遍最优的，因此选择时必须平衡耐腐蚀性、生物性能、耐用性和可制造性。未来的研究应专注于开发具有适应性和多功能性的涂层，这些涂层能够实现可控的药物释放和动态防护，同时将自修复与免疫调节整合在一起，这是下一代镁基植入物的关键方向。此外，可扩展的制备技术和标准化的评估协议对于可靠临床转化至关重要。

4. 结论

可生物降解镁基骨科植入物的发展在很大程度上受到涂层工程的影响，因为失效机制源于表面腐蚀反应、电解质通过缺陷的渗透以及相关的生物效应，如氢气的产生和局部pH值的升高。无机涂层（例如Ca-P和氧化物层）提供了有效的早期腐蚀防护并促进了骨传导性，而有机聚合物则增强了柔韧性、调节了离子传输并改善了界面生物相互作用。因此，复合和多层系统通过结合刚性的无机屏障和柔性的有机密封层，提供了最平衡的性能，减少了孔隙率，限制了微裂纹的传播，并在体内条件下提高了结构稳定性和骨整合。然而，临床转化仍然受到限制，因为涂层系统在生理条件下往往会失去长期的粘附性和机械稳定性，导致局部腐蚀重新激活、剥离和裂纹形成。此外，许多先进的沉积技术和混合结构在可扩展性和可重复性方面仍面临挑战，这归因于它们的复杂性和对处理条件的敏感性。此外，缺乏标准化的腐蚀-生物学评估协议限制了跨研究的比较，阻碍了性能基准的建立。因此，未来的涂层策略应专注于开发具有缺陷耐受性的架构，改善界面稳定性并减少内在损伤，包括自修复和响应性功能。同时，需要设计多功能系统，将腐蚀防护与生物调节整合在一起，而不增加制备复杂性。此外，还需要标准化评估框架，将降解动力学与临床相关的12-24周骨骼愈合窗口和长期体内测试相结合，从而开发出可靠且可临床转化的镁基植入物涂层。

作者贡献

Nabil Kadhim Taieh参与了概念化、监督、关键分析和撰写——审阅和编辑工作。Zainab Sabah Abbas负责文献调研、关键分析、可视化以及初稿撰写。Mohammed Nabeel参与了撰写——审阅和编辑、可视化和验证工作。Ying Li负责文献调研和验证。Musaab K.Rasheed参与了文章的验证和科学审阅工作。Hassan Abdulrssoul Abdulhadi也参与了验证和科学审阅工作。Hanaa Soliman同样参与了验证和科学审阅工作。Guangjun Gou在概念性讨论和科学审阅方面做出了贡献。Xiaoli Xie负责对手稿的严格修订和质量控制。Xi Liu也参与了文章的验证和科学审阅工作。

利益冲突

作者声明在本文的研究、署名和/或发表过程中不存在任何潜在的利益冲突。

数据可用性

本次审阅过程中未包含任何原始研究结果、软件或代码，也未生成或分析任何新的数据。

致谢

作者在本文的研究、署名和/或发表过程中未获得任何财务支持。我们感谢在使用illustrae设计平台（https://illustrae.co/）来制作本工作中的一些示意图。