近年來，鈦及鈦合金等骨植入材料以其卓越的機械性能和良好的生物相容性廣泛應用于生物醫學領域。然而在臨床實踐中，細菌在材料表面的黏附以及術后感染問題可能導致植入失敗。根據抗菌機制，本文從抗細菌黏附、接觸殺菌和光控殺菌等方面詳細闡述了鈦植入物的抗菌表面設計。通過采用不同技術對鈦或基于鈦的合金植入物進行表面修飾，抑制細菌黏附并促進骨整合，將擴大多功能鈦基植入物在骨科領域的應用范圍。
引用本文： 賀旭宏, 郭柴瓊, 劉軒妤, 王玉輝, 梁紫微, 連小潔, 胡銀春, 黃棣, 魏延. 鈦植入物表面抗菌涂層的研究進展. 生物醫學工程學雜志, 2024, 41(1): 191-198. doi: 10.7507/1001-5515.202209051 復制
0 引言
由于人口老齡化程度不斷加深，人們生活工作方式的改變以及運動群體規模的擴大，極大地增加了骨損傷的概率。通過骨植入材料對骨損傷進行修復是目前較常見的治療方式之一。骨植入材料需要長期埋入人體骨組織內并承受一定的功能力學載荷，因此其生物學和理化性能都應滿足一定的要求。近年來，以鈦和鈦合金為代表的骨植入材料因其優異的力學性能和良好的生物相容性而被廣泛應用于骨修復領域[1]。
在臨床實踐中，鈦植入物也存在一定的問題：首先，鈦與骨組織間的結合強度較低，長期磨損可能導致植入物松動，從而影響手術效果。其次，由于缺乏生物活性，鈦植入物在部分患者身上可能會引發諸如炎癥反應等問題。此外，鈦基植入物用于骨修復和替換時容易導致細菌黏附和術后感染。上述問題會直接影響植入效果，不利于鈦基植入物的長期使用[2]。對醫用鈦植入物進行合理的表面修飾是減少植入物感染發生的一種有效而簡單的方法。本文主要對鈦及鈦合金表面的抗菌涂層進行闡述，重點介紹了鈦基植入物表面多功能抗菌涂層的研究進展。常用的鈦基表面抗菌涂層的制備方法和抗菌效果見表1。
表1
鈦基表面抗菌涂層的制備方法和抗菌效果
Table1.
Preparation methods and antimicrobial effects of antimicrobial coatings on titanium-based surfaces
1 抗菌策略
通常，細菌在鈦植入物表面主要經歷了細菌黏附、生物膜形成、生物膜成熟和生物膜擴散等階段[3]（見圖1）。目前針對骨科植入物感染的臨床策略僅限于局部抗生素治療、抗生素釋放骨水泥的放置和外科有創清創術。然而，大量抗生素的使用增加了機體產生抗生素耐藥性的風險，因此無抗生素方法是解決耐藥性問題的潛在替代方法[4]。
圖1
細菌從附著到形成生物膜的過程
Figure1.
Schematic illustration of the formation process on titanium surface from initial bacterial adhesion towards mature biofilms
1.1 抗細菌黏附涂層
在鈦基表面構建疏水性涂層能夠有效抑制細菌在材料表面的黏附，從而具有優良的抗菌性能。如圖2a所示，Ray等[5]在鈦表面制備了一種疏水性涂層，對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌抑制率達到了99%。如圖2b所示，Visan等[6]通過基質輔助脈沖激光蒸發和浸涂兩種方法制備了不同聚乙二醇（polyethylene glycol，PEG）∶聚己內酯（polycaprolactone，PCL）組成基質中的溶菌酶涂層，該復合涂層對大腸桿菌、枯草芽孢桿菌、糞腸球菌和金黃色葡萄球菌菌株表現出顯著的抗菌性能。
圖2
鈦種植體疏水性涂層的構建及抗菌效果
a. 鈦種植體表面構建疏水性涂層[5]；b. 基質輔助脈沖激光蒸發和浸涂兩種方法制備的涂層及其抗菌效果[6]（彩圖）
Figure2. Construction of hydrophobic coatings on titanium implants and antimicrobial effectsa. construction of hydrophobic coatings on the surface of titanium implants[5]. Reprinted with permission from ref. [5] (Ray et al. 2021). Copyright 2021 ELESEVIER Publications. b. coating prepared via two methods, matrix-assisted pulsed laser evaporation and dip-coating, with antimicrobial effect [6]. Reprinted with permission from ref. [6] (Visan et al. 2017). Copyright 2017 ELESEVIER Publications
PEG能夠修飾多種組織工程材料，然而，這些材料往往表現出對蛋白質或大分子的抗黏附能力，且對細胞的黏附也產生不利影響。劉娣等[7]先用2-溴異丁酰溴處理鈦表面，然后采用原子轉移自由基聚合反應在表面接枝PEG，隨后接枝含精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸的多肽（RGD）。經過分別與變形鏈球菌、內氏放線菌共培養，結果顯示處理后鈦表面細菌黏附數量減少。袁璋[8]在鈦表面制備TiO2納米管陣列，并在陣列上負載萬古霉素，再使用多巴胺修飾的透明質酸（hyaluronic acid，HA）和二氫咖啡酸修飾的殼聚糖層層自組裝（layer-by-layer self-assembly，LBL）形成聚電解質多層膜。該膜能有效抑制細菌黏附，且具有細菌響應性的萬古霉素釋放性質，從而實現了對細菌的抗/殺雙重功能。
1.2 接觸殺菌
1.2.1 有機物
ε-聚賴氨酸（ε-polylysine，εPL）作為一種天然抗菌材料，可通過干擾表面電位和誘導氧化應激來破壞細菌的膜結構，加速細菌死亡。如圖3所示，He等[9]通過一鍋共沉積在鈦表面上實現了天然生物化合物、植酸（phytic acid，PA）和εPL的超分子組裝。相較于純鈦，該涂層在體內和體外實驗中均表現出良好的抗感染和殺菌性能。馬朝陽等[10]通過LBL構建εPL-海藻酸鈉（sodium alginate，SA）多層膜來修飾鈦表面，并在膜層中加入納米銀粒子，修飾后的鈦片能有效抑制細菌的黏附。此外，聚乙烯亞胺（polyethyleneimine，PEI）衍生物也是常見的聚陽離子類型，它通過膜溶解機制接觸殺滅細菌。孫玉潔等[11]通過多巴胺（dopamine，DA）包覆和表面引發聚合的方法在鈦種植體表面接枝PEI，該鈦表面具有更優良的抗菌性能。Teixeira等[12]先通過等離子體增強化學氣相沉積技術將聚丙烯酸聚合在鈦合金表面，然后通過共價結合JIChis-2肽，結果表明該涂層能夠有效抑制大腸桿菌生物膜形成。
多糖同樣具備有效的抗菌活性。其中，殼聚糖作為一種帶正電的生物多糖，能夠破壞細菌細胞壁的完整性，干擾重要營養素的攝取，最終導致細菌死亡。Chua等[13]在鈦表面通過LBL制備了殼聚糖/HA聚電解質多層膜，同時將RGD肽納入各層中。在這兩種多糖的協同作用下，對金黃色葡萄球菌的殺滅率達到了80%。
除了前述帶正電的大分子之外，陽離子季銨鹽化合物（quaternary ammonium compounds，QACs）也能便捷地固定在多功能生物材料的表面，賦予材料有效的殺菌性能。張廣瑞[14]采用殼聚糖和2，3-環氧丙基三甲基氯化銨等原料合成殼聚糖季銨鹽（2-hydroxypropyltrimethyl ammonium chloride chitosan，HACC），利用LBL制備HACC微膠囊并應用于對鎳鈦合金表面的改性，結果顯示具有良好的抑菌效果。
1.2.2 無機物
金屬及金屬氧化物的抗菌機制主要涵蓋以下幾個方面：① 通過金屬及金屬氧化物表面的金屬離子溶解，與功能蛋白結合；② 通過產生活性氧（reactive oxygen species，ROS）引起細菌脂質、蛋白質和核酸等生物大分子的氧化[15]；③ 金屬及金屬氧化物納米顆粒可以機械破壞細菌膜結構；④ 金屬氧化物的抗菌性能與粒徑尺寸密切相關，粒徑越小，抗菌性能越高。
銀離子能夠干擾細菌膜的通透性，導致細菌關鍵蛋白失活。李嬌嬌等[16]采用LBL在多孔鈦表面構建了硫酸乙酰肝素和殼聚糖的聚電解質多層膜，在硝酸銀溶液中吸附銀離子，形成具有良好抗菌性能的涂層。如圖4所示，Chen等[17]在二氧化鈦納米管內原位形成銀納米顆粒，并將QAS固定到納米管上。結果顯示功能化涂層對大腸桿菌具有長期的抗菌效果。
鋅具有很好的抗菌性能，并且能夠促進成骨進程。Zuo等[18]采用化學轉化技術在鈦基體上制備了一種新型磷酸鈣鍶涂層。通過制備不同濃度Zn2+的磷酸鹽溶液，將抗菌元素鋅引入涂層中（見圖5），植入物表面具有更好的抗菌性能。Hu等[19]將TiO2納米管浸入含有多巴胺和Zn2+的水溶液中，制備仿生DA-Zn2+涂層，顯著提高了材料的抗菌性能。Li等[20]采用溶膠-凝膠法在微弧氧化鈦襯底上涂覆了一層含有不同濃度Zn2+的羥基磷灰石，該涂層對革蘭氏陰性厭氧菌具有高效的抗菌作用。Liang等[21]通過溶膠-凝膠法和浸漬法在鈦表面構建了含鋅的鈦酸鍶鋇薄膜，有效提高了鈦基材的抗菌能力。
Cu2+也具備優異的抗菌活性。李興平[22]通過提拉浸漬法在鈦表面制備含不同濃度Cu2+的聚乳酸薄膜。隨著浸漬Cu2+濃度的增加，鈦表面對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌的抗菌能力增強。Liu等[23]通過陽極氧化工藝在Ti/Cu合金上制備了TiO2/Cu2O多功能涂層，顯著提高了抗菌性能。
1.3 光控殺菌
光控殺菌技術分為光熱抗菌和光動力抗菌兩類。它們的抗菌原理為：① 在660 nm的可見光照射下，光敏藥物或納米材料會產生單線氧和羥基自由基，從而在局部區域殺死細菌；② 波長為808 nm的近紅外光照射產生光熱效應，達到抗菌的作用。然而，只有當溫度超過70 ℃時，病原菌才會被殺死，但同時也可能損害機體正常組織。因此，研究人員將黑磷[24]、碳基納米材料[25]、CuS、金納米顆粒[26]、MoS2、聚多巴胺（polydopamine，PDA）、氧化石墨烯等物質與光療法結合，以提高鈦醫用材料的抗菌性能。圖6為納米材料與可見光協同抗菌的原理示意圖。
圖6
納米材料與可見光協同抗菌的機制示意圖
Figure6.
Schematic diagram of the mechanism of synergistic antimicrobial activity of nanomaterials with visible light
Zeng等[27]成功制備了PDA/新吲哚菁綠/達托霉素涂層。在體外試驗中，激光照射后，PDA產生的光熱作用和新吲哚菁綠產生的單線氧清除了生物膜，且涂層加速了谷胱甘肽氧化并破壞了細菌膜，抗菌效率達到97.2%；在體內，涂層在50 °C下照射15 min，在金黃色葡萄球菌生物膜感染的大鼠模型中抗菌效率達到了97.9%。
Yuan等[28]在Ti植入物表面構建了一種MoS2/PDA/RGD涂層，該涂層具有遠程光控殺菌作用。在中等密度的近紅外輻射下，MoS2納米片加速細菌谷胱甘肽的氧化，最終導致細菌死亡。Xu等[29]將PDA、氧化石墨烯、Ⅰ型膠原通過LBL在鈦基底制備了納米膜涂層。該涂層能夠增強蛋白質吸附，具有優異的生物相容性以及具有一定的抗菌性能。He等[30]通過同時固定PDA和頭孢噻肟鈉（cefotaxime sodium，CS），成功開發了新型抗生素修飾的鈦表面，記為Ti-PDA/CS。與對照相比，抗生素修飾的鈦表面能有效抑制大腸桿菌和變形鏈球菌的黏附和增殖（見圖7）。
圖7
藥物釋放和抑菌能力分析
a. 鈦/聚多巴胺/頭孢噻肟鈉中的頭孢噻肟鈉釋放曲線；b-c. 空白對照和鈦/聚多巴胺/頭孢噻肟鈉涂層對大腸桿菌和變形鏈球菌培養4、24和72 h后活細菌的強度；d. 24 h時樣品上附著細菌的活/死染色[30]
Figure7. Analyses of drug release and bacteriostatic abilitya. CS release profile from the indicated Ti-PDA/CS samples; b-c. intensity of living bacteria after incubation on the pristine and PDA/CS-coated Ti samples against
Yuan等[31]將熱敏一氧化碳供體十二碳羰基三鐵（Fe3(CO)12）加載到光響應介孔PDA納米粒子中，然后通過加成反應將材料聚集到氨基改性的鈦基底，最后共價固定RGD多肽。在近紅外光照射下，通過釋放CO達到了有效的抗菌效果。如圖8所示，Yan等[32]也通過雙波長照射觸發，構建了具有協同光動力和光熱治療抗菌作用的復合材料。他們合成了熒光碳點，并將它用作姜黃素的載體以獲得熒光碳點/姜黃素納米材料（carbon dot/curcumin，CD/Cur），在近紅外和405 nm雙波長照射下，CD/Cur產生過量活性氧，且溫度升高，從而觸發對革蘭氏陽性和革蘭氏陰性細菌的協同抗菌作用。
圖8
熒光碳點/姜黃素納米復合光敏劑[32]
a. 熒光碳點/姜黃素納米復合光敏劑的合成；b. 熒光碳點/姜黃素納米復合光敏劑在405 nm和808 nm雙波長協同作用時的殺菌活性
Figure8. CDs/Cur nanocomposite photosensitizera. synthesis of the CDs/Cur nanocomposite photosensitizer; b. bactericidal activities of CDs/Cur upon dual-wavelength (405 + 808 nm) illumination. Reprinted with permission from ref. [32] (Yan et al. 2021). Copyright 2021 ACS Publications
氧化石墨烯（graphene oxide，GO）作為石墨烯的衍生物，它的抗菌機制主要有：① 機械損傷理論：包裹和纏繞微生物引起的膜電位降低和電解質泄漏，鋒利的邊緣切割細菌并破壞細菌膜[33]；② 氧化應激理論：石墨烯通過破壞或氧化細菌的結構或成分來破壞微生物的代謝過程[34]；③ 磷脂提取理論：氧化石墨烯通過大規模直接提取磷脂分子來殺死細菌。大尺寸GO更易覆蓋在細菌表面，從而限制細菌的生命活動，比橫向尺寸小的GO抑菌效果好。許多研究者將GO功能化，可將Fe3O4、ZnO等抗菌物質通過交聯劑接枝到鈦基底，功能化的GO具備更優異的抗菌性能。
Chai等[35]在鈦表面制備了TiO2/GO涂層，以提高涂層的光熱和光動力性能。由于高溫和活性氧的協同作用，TiO2/GO涂層對變形鏈球菌在體外和體內均表現出優異的抗菌能力。Eshghinejad等[36]通過電泳沉積在鈦合金植入物上制備生物玻璃/GO（bioglass/graphene oxide，BG/GO）復合涂層。結果表明BG/GO涂層能顯示出更高的抗菌性能，且其抗菌性能隨著GO含量增加而增強。Huo等[37]構建了TiO2納米尖刺結構，然后自組裝金屬多酚網絡并沉積抗菌肽。結果表明該涂層實現了物理/光熱/化療協同治療致病菌，體外抗菌率高于99.99%，體內抗菌率高達95.03%。
這些物質結合光學治療在骨科抗菌應用中效果突出，但也存在一些不足。例如，過量的活性氧會影響周圍正常細胞的活性，從而延緩骨修復過程。因此，如何將光活性材料穩定地整合到鈦基植入物表面，并有效地減弱對周圍組織的潛在光毒性，依然是亟待解決的問題。
2 展望
設計多功能抗菌鈦基植入物，同時調節細胞行為和促進骨組織生長，對于制造耐用的下一代骨科植入材料具有重要意義。盡管近年來，“智能”殺菌表面的構建已取得初步成功（見表1），但在骨科領域實際應用之前，必須進行更多的嘗試，以全面和系統地評估各種抗菌策略潛在的副作用。此文總結了目前種植體相關感染的部分治療方法，同時期待研究人員開發新的抗菌策略，以擴大多功能鈦基植入物在骨科領域的可用性。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：賀旭宏為文章撰寫人；郭柴瓊、劉軒妤、王玉輝負責完成相關文獻資料的收集；魏延、梁紫微、連小潔、胡銀春、黃棣負責寫作指導和建議。
0 引言
由于人口老齡化程度不斷加深，人們生活工作方式的改變以及運動群體規模的擴大，極大地增加了骨損傷的概率。通過骨植入材料對骨損傷進行修復是目前較常見的治療方式之一。骨植入材料需要長期埋入人體骨組織內并承受一定的功能力學載荷，因此其生物學和理化性能都應滿足一定的要求。近年來，以鈦和鈦合金為代表的骨植入材料因其優異的力學性能和良好的生物相容性而被廣泛應用于骨修復領域[1]。
在臨床實踐中，鈦植入物也存在一定的問題：首先，鈦與骨組織間的結合強度較低，長期磨損可能導致植入物松動，從而影響手術效果。其次，由于缺乏生物活性，鈦植入物在部分患者身上可能會引發諸如炎癥反應等問題。此外，鈦基植入物用于骨修復和替換時容易導致細菌黏附和術后感染。上述問題會直接影響植入效果，不利于鈦基植入物的長期使用[2]。對醫用鈦植入物進行合理的表面修飾是減少植入物感染發生的一種有效而簡單的方法。本文主要對鈦及鈦合金表面的抗菌涂層進行闡述，重點介紹了鈦基植入物表面多功能抗菌涂層的研究進展。常用的鈦基表面抗菌涂層的制備方法和抗菌效果見表1。
表1
鈦基表面抗菌涂層的制備方法和抗菌效果
Table1.
Preparation methods and antimicrobial effects of antimicrobial coatings on titanium-based surfaces
1 抗菌策略
通常，細菌在鈦植入物表面主要經歷了細菌黏附、生物膜形成、生物膜成熟和生物膜擴散等階段[3]（見圖1）。目前針對骨科植入物感染的臨床策略僅限于局部抗生素治療、抗生素釋放骨水泥的放置和外科有創清創術。然而，大量抗生素的使用增加了機體產生抗生素耐藥性的風險，因此無抗生素方法是解決耐藥性問題的潛在替代方法[4]。
圖1
細菌從附著到形成生物膜的過程
Figure1.
Schematic illustration of the formation process on titanium surface from initial bacterial adhesion towards mature biofilms
1.1 抗細菌黏附涂層
在鈦基表面構建疏水性涂層能夠有效抑制細菌在材料表面的黏附，從而具有優良的抗菌性能。如圖2a所示，Ray等[5]在鈦表面制備了一種疏水性涂層，對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌抑制率達到了99%。如圖2b所示，Visan等[6]通過基質輔助脈沖激光蒸發和浸涂兩種方法制備了不同聚乙二醇（polyethylene glycol，PEG）∶聚己內酯（polycaprolactone，PCL）組成基質中的溶菌酶涂層，該復合涂層對大腸桿菌、枯草芽孢桿菌、糞腸球菌和金黃色葡萄球菌菌株表現出顯著的抗菌性能。
圖2
鈦種植體疏水性涂層的構建及抗菌效果
a. 鈦種植體表面構建疏水性涂層[5]；b. 基質輔助脈沖激光蒸發和浸涂兩種方法制備的涂層及其抗菌效果[6]（彩圖）
Figure2. Construction of hydrophobic coatings on titanium implants and antimicrobial effectsa. construction of hydrophobic coatings on the surface of titanium implants[5]. Reprinted with permission from ref. [5] (Ray et al. 2021). Copyright 2021 ELESEVIER Publications. b. coating prepared via two methods, matrix-assisted pulsed laser evaporation and dip-coating, with antimicrobial effect [6]. Reprinted with permission from ref. [6] (Visan et al. 2017). Copyright 2017 ELESEVIER Publications
PEG能夠修飾多種組織工程材料，然而，這些材料往往表現出對蛋白質或大分子的抗黏附能力，且對細胞的黏附也產生不利影響。劉娣等[7]先用2-溴異丁酰溴處理鈦表面，然后采用原子轉移自由基聚合反應在表面接枝PEG，隨后接枝含精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸的多肽（RGD）。經過分別與變形鏈球菌、內氏放線菌共培養，結果顯示處理后鈦表面細菌黏附數量減少。袁璋[8]在鈦表面制備TiO2納米管陣列，并在陣列上負載萬古霉素，再使用多巴胺修飾的透明質酸（hyaluronic acid，HA）和二氫咖啡酸修飾的殼聚糖層層自組裝（layer-by-layer self-assembly，LBL）形成聚電解質多層膜。該膜能有效抑制細菌黏附，且具有細菌響應性的萬古霉素釋放性質，從而實現了對細菌的抗/殺雙重功能。
1.2 接觸殺菌
1.2.1 有機物
ε-聚賴氨酸（ε-polylysine，εPL）作為一種天然抗菌材料，可通過干擾表面電位和誘導氧化應激來破壞細菌的膜結構，加速細菌死亡。如圖3所示，He等[9]通過一鍋共沉積在鈦表面上實現了天然生物化合物、植酸（phytic acid，PA）和εPL的超分子組裝。相較于純鈦，該涂層在體內和體外實驗中均表現出良好的抗感染和殺菌性能。馬朝陽等[10]通過LBL構建εPL-海藻酸鈉（sodium alginate，SA）多層膜來修飾鈦表面，并在膜層中加入納米銀粒子，修飾后的鈦片能有效抑制細菌的黏附。此外，聚乙烯亞胺（polyethyleneimine，PEI）衍生物也是常見的聚陽離子類型，它通過膜溶解機制接觸殺滅細菌。孫玉潔等[11]通過多巴胺（dopamine，DA）包覆和表面引發聚合的方法在鈦種植體表面接枝PEI，該鈦表面具有更優良的抗菌性能。Teixeira等[12]先通過等離子體增強化學氣相沉積技術將聚丙烯酸聚合在鈦合金表面，然后通過共價結合JIChis-2肽，結果表明該涂層能夠有效抑制大腸桿菌生物膜形成。
多糖同樣具備有效的抗菌活性。其中，殼聚糖作為一種帶正電的生物多糖，能夠破壞細菌細胞壁的完整性，干擾重要營養素的攝取，最終導致細菌死亡。Chua等[13]在鈦表面通過LBL制備了殼聚糖/HA聚電解質多層膜，同時將RGD肽納入各層中。在這兩種多糖的協同作用下，對金黃色葡萄球菌的殺滅率達到了80%。
除了前述帶正電的大分子之外，陽離子季銨鹽化合物（quaternary ammonium compounds，QACs）也能便捷地固定在多功能生物材料的表面，賦予材料有效的殺菌性能。張廣瑞[14]采用殼聚糖和2，3-環氧丙基三甲基氯化銨等原料合成殼聚糖季銨鹽（2-hydroxypropyltrimethyl ammonium chloride chitosan，HACC），利用LBL制備HACC微膠囊并應用于對鎳鈦合金表面的改性，結果顯示具有良好的抑菌效果。
1.2.2 無機物
金屬及金屬氧化物的抗菌機制主要涵蓋以下幾個方面：① 通過金屬及金屬氧化物表面的金屬離子溶解，與功能蛋白結合；② 通過產生活性氧（reactive oxygen species，ROS）引起細菌脂質、蛋白質和核酸等生物大分子的氧化[15]；③ 金屬及金屬氧化物納米顆粒可以機械破壞細菌膜結構；④ 金屬氧化物的抗菌性能與粒徑尺寸密切相關，粒徑越小，抗菌性能越高。
銀離子能夠干擾細菌膜的通透性，導致細菌關鍵蛋白失活。李嬌嬌等[16]采用LBL在多孔鈦表面構建了硫酸乙酰肝素和殼聚糖的聚電解質多層膜，在硝酸銀溶液中吸附銀離子，形成具有良好抗菌性能的涂層。如圖4所示，Chen等[17]在二氧化鈦納米管內原位形成銀納米顆粒，并將QAS固定到納米管上。結果顯示功能化涂層對大腸桿菌具有長期的抗菌效果。
鋅具有很好的抗菌性能，并且能夠促進成骨進程。Zuo等[18]采用化學轉化技術在鈦基體上制備了一種新型磷酸鈣鍶涂層。通過制備不同濃度Zn2+的磷酸鹽溶液，將抗菌元素鋅引入涂層中（見圖5），植入物表面具有更好的抗菌性能。Hu等[19]將TiO2納米管浸入含有多巴胺和Zn2+的水溶液中，制備仿生DA-Zn2+涂層，顯著提高了材料的抗菌性能。Li等[20]采用溶膠-凝膠法在微弧氧化鈦襯底上涂覆了一層含有不同濃度Zn2+的羥基磷灰石，該涂層對革蘭氏陰性厭氧菌具有高效的抗菌作用。Liang等[21]通過溶膠-凝膠法和浸漬法在鈦表面構建了含鋅的鈦酸鍶鋇薄膜，有效提高了鈦基材的抗菌能力。
Cu2+也具備優異的抗菌活性。李興平[22]通過提拉浸漬法在鈦表面制備含不同濃度Cu2+的聚乳酸薄膜。隨著浸漬Cu2+濃度的增加，鈦表面對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌的抗菌能力增強。Liu等[23]通過陽極氧化工藝在Ti/Cu合金上制備了TiO2/Cu2O多功能涂層，顯著提高了抗菌性能。
1.3 光控殺菌
光控殺菌技術分為光熱抗菌和光動力抗菌兩類。它們的抗菌原理為：① 在660 nm的可見光照射下，光敏藥物或納米材料會產生單線氧和羥基自由基，從而在局部區域殺死細菌；② 波長為808 nm的近紅外光照射產生光熱效應，達到抗菌的作用。然而，只有當溫度超過70 ℃時，病原菌才會被殺死，但同時也可能損害機體正常組織。因此，研究人員將黑磷[24]、碳基納米材料[25]、CuS、金納米顆粒[26]、MoS2、聚多巴胺（polydopamine，PDA）、氧化石墨烯等物質與光療法結合，以提高鈦醫用材料的抗菌性能。圖6為納米材料與可見光協同抗菌的原理示意圖。
圖6
納米材料與可見光協同抗菌的機制示意圖
Figure6.
Schematic diagram of the mechanism of synergistic antimicrobial activity of nanomaterials with visible light
Zeng等[27]成功制備了PDA/新吲哚菁綠/達托霉素涂層。在體外試驗中，激光照射后，PDA產生的光熱作用和新吲哚菁綠產生的單線氧清除了生物膜，且涂層加速了谷胱甘肽氧化并破壞了細菌膜，抗菌效率達到97.2%；在體內，涂層在50 °C下照射15 min，在金黃色葡萄球菌生物膜感染的大鼠模型中抗菌效率達到了97.9%。
Yuan等[28]在Ti植入物表面構建了一種MoS2/PDA/RGD涂層，該涂層具有遠程光控殺菌作用。在中等密度的近紅外輻射下，MoS2納米片加速細菌谷胱甘肽的氧化，最終導致細菌死亡。Xu等[29]將PDA、氧化石墨烯、Ⅰ型膠原通過LBL在鈦基底制備了納米膜涂層。該涂層能夠增強蛋白質吸附，具有優異的生物相容性以及具有一定的抗菌性能。He等[30]通過同時固定PDA和頭孢噻肟鈉（cefotaxime sodium，CS），成功開發了新型抗生素修飾的鈦表面，記為Ti-PDA/CS。與對照相比，抗生素修飾的鈦表面能有效抑制大腸桿菌和變形鏈球菌的黏附和增殖（見圖7）。
圖7
藥物釋放和抑菌能力分析
a. 鈦/聚多巴胺/頭孢噻肟鈉中的頭孢噻肟鈉釋放曲線；b-c. 空白對照和鈦/聚多巴胺/頭孢噻肟鈉涂層對大腸桿菌和變形鏈球菌培養4、24和72 h后活細菌的強度；d. 24 h時樣品上附著細菌的活/死染色[30]
Figure7. Analyses of drug release and bacteriostatic abilitya. CS release profile from the indicated Ti-PDA/CS samples; b-c. intensity of living bacteria after incubation on the pristine and PDA/CS-coated Ti samples against
Yuan等[31]將熱敏一氧化碳供體十二碳羰基三鐵（Fe3(CO)12）加載到光響應介孔PDA納米粒子中，然后通過加成反應將材料聚集到氨基改性的鈦基底，最后共價固定RGD多肽。在近紅外光照射下，通過釋放CO達到了有效的抗菌效果。如圖8所示，Yan等[32]也通過雙波長照射觸發，構建了具有協同光動力和光熱治療抗菌作用的復合材料。他們合成了熒光碳點，并將它用作姜黃素的載體以獲得熒光碳點/姜黃素納米材料（carbon dot/curcumin，CD/Cur），在近紅外和405 nm雙波長照射下，CD/Cur產生過量活性氧，且溫度升高，從而觸發對革蘭氏陽性和革蘭氏陰性細菌的協同抗菌作用。
圖8
熒光碳點/姜黃素納米復合光敏劑[32]
a. 熒光碳點/姜黃素納米復合光敏劑的合成；b. 熒光碳點/姜黃素納米復合光敏劑在405 nm和808 nm雙波長協同作用時的殺菌活性
Figure8. CDs/Cur nanocomposite photosensitizera. synthesis of the CDs/Cur nanocomposite photosensitizer; b. bactericidal activities of CDs/Cur upon dual-wavelength (405 + 808 nm) illumination. Reprinted with permission from ref. [32] (Yan et al. 2021). Copyright 2021 ACS Publications
氧化石墨烯（graphene oxide，GO）作為石墨烯的衍生物，它的抗菌機制主要有：① 機械損傷理論：包裹和纏繞微生物引起的膜電位降低和電解質泄漏，鋒利的邊緣切割細菌并破壞細菌膜[33]；② 氧化應激理論：石墨烯通過破壞或氧化細菌的結構或成分來破壞微生物的代謝過程[34]；③ 磷脂提取理論：氧化石墨烯通過大規模直接提取磷脂分子來殺死細菌。大尺寸GO更易覆蓋在細菌表面，從而限制細菌的生命活動，比橫向尺寸小的GO抑菌效果好。許多研究者將GO功能化，可將Fe3O4、ZnO等抗菌物質通過交聯劑接枝到鈦基底，功能化的GO具備更優異的抗菌性能。
Chai等[35]在鈦表面制備了TiO2/GO涂層，以提高涂層的光熱和光動力性能。由于高溫和活性氧的協同作用，TiO2/GO涂層對變形鏈球菌在體外和體內均表現出優異的抗菌能力。Eshghinejad等[36]通過電泳沉積在鈦合金植入物上制備生物玻璃/GO（bioglass/graphene oxide，BG/GO）復合涂層。結果表明BG/GO涂層能顯示出更高的抗菌性能，且其抗菌性能隨著GO含量增加而增強。Huo等[37]構建了TiO2納米尖刺結構，然后自組裝金屬多酚網絡并沉積抗菌肽。結果表明該涂層實現了物理/光熱/化療協同治療致病菌，體外抗菌率高于99.99%，體內抗菌率高達95.03%。
這些物質結合光學治療在骨科抗菌應用中效果突出，但也存在一些不足。例如，過量的活性氧會影響周圍正常細胞的活性，從而延緩骨修復過程。因此，如何將光活性材料穩定地整合到鈦基植入物表面，并有效地減弱對周圍組織的潛在光毒性，依然是亟待解決的問題。
2 展望
設計多功能抗菌鈦基植入物，同時調節細胞行為和促進骨組織生長，對于制造耐用的下一代骨科植入材料具有重要意義。盡管近年來，“智能”殺菌表面的構建已取得初步成功（見表1），但在骨科領域實際應用之前，必須進行更多的嘗試，以全面和系統地評估各種抗菌策略潛在的副作用。此文總結了目前種植體相關感染的部分治療方法，同時期待研究人員開發新的抗菌策略，以擴大多功能鈦基植入物在骨科領域的可用性。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：賀旭宏為文章撰寫人；郭柴瓊、劉軒妤、王玉輝負責完成相關文獻資料的收集；魏延、梁紫微、連小潔、胡銀春、黃棣負責寫作指導和建議。
