史力丹，鄧久鵬，宋陽陽，宋穎，代香林

（華北理工大學(xué)口腔醫(yī)學(xué)院，河北 唐山）

0 引言

自1969年生物活性玻璃被Hench等人發(fā)現(xiàn)以來，因其具有出色的生物活性，可降解性，骨誘導(dǎo)性，高親水性及促血管形成作用等優(yōu)點(diǎn)而受到廣泛關(guān)注[1,2]，被認(rèn)為在骨組織工程中極具應(yīng)用前景的一類無機(jī)非金屬骨再生修復(fù)材料。由于生物活性玻璃的脆性和疏水性[3,4]使其在不同類型骨缺損修復(fù)的應(yīng)用受到限制。為改善這種支架材料的機(jī)械性能，最常用策略就是復(fù)合材料的開發(fā)。利用聚合物相通過有機(jī)-無機(jī)的雜化形式來提高支架的機(jī)械性能。對(duì)于骨組織工程而言，良好的生物支架應(yīng)被設(shè)計(jì)成具有可控的分級(jí)多孔結(jié)構(gòu)，適當(dāng)?shù)臋C(jī)械強(qiáng)度，與組織相協(xié)調(diào)的降解速率，從而誘導(dǎo)細(xì)胞反應(yīng)和組織新生。在過去的幾十年中，制備生物活性玻璃復(fù)合支架的方法有多種，本文就不同方法制備的生物活性玻璃復(fù)合支架材料的研究進(jìn)展作一綜述。

1 生物活性玻璃復(fù)合支架的制備方法

1.1 聚合物涂層技術(shù)

聚合物涂層技術(shù)是將制備好的支架進(jìn)行脫氣處理后置于器皿中加熱，聚合物溶解所得的溶液倒入器皿中與脫氣的支架充分接觸，待溶劑緩慢蒸發(fā)，制備出具有復(fù)合物膜涂層的支架材料。這種方法是最常用來提高支架的機(jī)械穩(wěn)定性，生物相容性和表面功能性。

Adrian Chlanda等[5]用兩種不同的聚合物（PLA和PCL）涂覆生物活性玻璃制造出生物活性混合玻璃基支架，以復(fù)合PLA支架作為對(duì)照組，首次在納米尺度上表征該支架的力學(xué)性能，結(jié)果表明復(fù)合PCL支架的剛度和粘合能力得到明顯改善，具有更高的接觸角和優(yōu)良的誘導(dǎo)細(xì)胞反應(yīng)。不同的聚合物濃度會(huì)對(duì)支架的機(jī)械性能產(chǎn)生不同的影響，Azadeh Motealleh[6]等系統(tǒng)分析了不同的浸涂變量（溶劑，聚合物濃度）對(duì)聚己內(nèi)酯涂層涂覆的45S5生物玻璃基支架機(jī)械性能的影響,研究表明聚合物濃度的增加使復(fù)合支架的機(jī)械性能單一升高，難以保持孔的連通性和促進(jìn)組織生長的能力。因此，聚合物濃度的閾值范圍尤為關(guān)鍵。有研究表明，含75%的PCL-生物活性玻璃復(fù)合支架具有穩(wěn)定的機(jī)械性能和良好的生物相容性與生物降解性[7]。采用這種方法制備的支架材料性能與涂層厚度緊密關(guān)聯(lián)，Andres Alba等[8]生產(chǎn)出厚度可控的聚合物涂層，并通過控制厚度來調(diào)節(jié)植入后聚合物膜的降解速率，表明涂層在30至300 nm厚度范圍內(nèi)更具生物活性?？傮w而言，該技術(shù)制備的復(fù)合支架材料具備優(yōu)秀的機(jī)械性能并可用于植入體的抗菌涂層，但要考慮到聚合物涂層的濃度和溶劑類型對(duì)復(fù)合支架材料的結(jié)構(gòu)和性能的影響，如聚合物涂層的存在因延遲磷灰石層的形成而使生物活性下降，復(fù)合支架材料的孔隙率降低[9,10]。Dziadek等[11]證實(shí)了復(fù)合支架孔隙率出現(xiàn)差異會(huì)因溶解聚合物溶劑的類型而使復(fù)合材料的結(jié)構(gòu)和性能受到影響。

1.2 聚合物泡沫復(fù)制法

該方法于1963年為制造泡沫陶瓷開發(fā)的一種工藝，以合成或天然材料為多孔開孔模板，將聚合物模板浸入具有陶瓷或玻璃粉末和粘合劑(例如聚乙烯醇，乙基纖維素，膠體二氧化硅)的漿料中，然后緩慢擠出多余的漿料，高溫下聚合物泡沫發(fā)生熱解的同時(shí)將陶瓷(或玻璃)涂層燒結(jié)去除模板以形成致密的網(wǎng)絡(luò)，從而復(fù)制了與犧牲模板相同的宏觀結(jié)構(gòu)，并形成獨(dú)特且輪廓分明的微觀結(jié)構(gòu)。關(guān)鍵步驟是在聚合物結(jié)構(gòu)上制備均勻的涂層，以免陶瓷或玻璃顆粒堵塞孔隙的風(fēng)險(xiǎn)[12]。利用這個(gè)方法可更快速經(jīng)濟(jì)的制備出具有可調(diào)節(jié)孔徑，形狀不規(guī)則和高孔隙率的復(fù)合支架來修復(fù)骨缺損。

Qiang Fu等[13]采用該技術(shù)成功制備出13-93種生物活性玻璃多孔支架，支架孔隙率在85%以上，孔徑在100-500μm，抗壓強(qiáng)度為11MPa。通過掃描電鏡和MTT分析表明，MC3T3-E1骨前成骨細(xì)胞在支架中出色的增殖能力。XiRao等[14]采用同樣的方法制備出微結(jié)構(gòu)類似小梁骨，抗壓強(qiáng)度與松質(zhì)骨相當(dāng)?shù)亩嗫譚iNbZr支架。對(duì)于這個(gè)方法而言，選擇合適的多孔開孔模板是重頭戲，它不僅對(duì)復(fù)合支架的結(jié)構(gòu)起決定性作用，而且可以更好地營造支架對(duì)外部環(huán)境的滲透性作用。S.N.L. Ramlee等[15]以聚乙烯醇（PVA）為粘合劑，非離子嵌段聚合物P123(PEG-PPG-PEG)為共同模板，制備出三種多孔生物活性玻璃支架，即45S5-PVA，45S5-P123，45S5-混合（PVA/P123)。掃描電鏡和孔隙率測(cè)試結(jié)果表明，這三種支架具有高孔隙率（＞90%），高的抗壓強(qiáng)度和生物活性，孔徑在200-700μm。S. MisaghImani等[16]采用優(yōu)化聚合物泡沫復(fù)制技術(shù)制備出具有優(yōu)異的物理和機(jī)械性能且適用于修復(fù)關(guān)鍵尺寸的骨缺損的多孔復(fù)合骨支架。

1.3 熱誘導(dǎo)相分離法

熱誘導(dǎo)相分離法以熱能作為驅(qū)使，在高于聚合物熔點(diǎn)時(shí)，溶于良溶劑的均相聚合物溶液因熱力學(xué)不穩(wěn)定而形成兩個(gè)不同的相，通過將溶液暴露于另一種不混溶的溶劑或?qū)⑷芤豪鋮s至低于二項(xiàng)式溶解度曲線來形成固-液分離相或液-液分離相，隨后使溶劑升華,制備出蜂窩狀結(jié)構(gòu)的支架材料。這個(gè)方法不僅制造成本低，還可兼容多種材料，適用于任何可溶于適當(dāng)溶劑的聚合物，最特別之處在于可通過調(diào)整熱力學(xué)參數(shù)（聚合物的濃度和類型，溶劑/非溶劑的比例，萃火溫度，冷卻溫度和速度）和動(dòng)力學(xué)參數(shù)（淬滅速率）來對(duì)支架的多孔結(jié)構(gòu)進(jìn)行有效調(diào)控。

Chin M H W等[17]綜述了熱誘導(dǎo)相分離法中各種參數(shù)對(duì)支架的影響。采用這個(gè)方法制備復(fù)合支架時(shí)，還要充分考慮添加的生物活性陶瓷的濃度，Aldo R. Boccaccini等[18]制備出可通過調(diào)節(jié)生物活性玻璃的濃度來控制PLGA（聚丙交酯-乙交酯共聚物）復(fù)合支架的體外降解。Sophie Verrier等[19]通過定量方式增加生物活性玻璃的濃度制備出聚（DL-乳酸）/生物活性玻璃支架。結(jié)果表明，該支架具有更杰出的生物相容性，利于MG-63（人類骨肉瘤細(xì)胞系）和A549細(xì)胞（人類肺癌細(xì)胞系）的粘附和增殖，為日后在肺組織工程中的應(yīng)用提供了理論基礎(chǔ)。

1.4 溶劑澆鑄/顆粒浸出

溶劑澆鑄/顆粒浸出法是將無機(jī)鹽（如Nacl，Na2SO4,NaHCO3），碳酸銨，碳酸氫銨，冰晶等作為致孔劑，將所需尺寸大小的致孔劑顆粒篩選出來并勻稱的分散于聚合物溶液中，將其澆鑄到模具中，當(dāng)溶劑蒸發(fā)后浸泡去除致孔劑顆粒，從而得到多孔支架材料。該方法的優(yōu)點(diǎn)在于無需專門的設(shè)備易于制造，并通過致孔劑的粒徑大小來控制孔徑，孔的密度和孔隙率。

Lee J H等[20]以碳酸氫銨為致孔劑制備出平均孔徑為400-500μm的高密度孔互聯(lián)的聚乳酸-羥基乙酸（PLGA）支架，將尚未成熟的大鼠睪丸細(xì)胞負(fù)載到支架材料表面，經(jīng)培養(yǎng)接種率達(dá)65%，存活率高達(dá)75%。證明該支架為更大程度地促進(jìn)生精生殖細(xì)胞的增殖和分化提供了一種新穎的手段。但這個(gè)方法存在制備時(shí)間長，致孔劑難以完全去除等問題，NingCui 等[21]采用負(fù) NaCl模板法改進(jìn)溶劑澆鑄/顆粒浸出法來加速顆粒浸出制備出不同重量比的泡沫狀PBLG/ PLGA / BG復(fù)合支架，結(jié)果表明，重量比為5:5:1的PBLG /PLGA / BG的復(fù)合支架（PBLG5PLGA5BG）擁有低降解率（＞8周），高壓縮模量（566.6±8.8kPa），孔徑為 50-500μm，孔隙率為90%。將復(fù)合支架植入SD大鼠背皮下模型和新西蘭兔脛骨缺損模型，通過免疫組化和數(shù)字射線照相表明，PBLG5PLGA5BG復(fù)合支架具有良好的成骨潛能，使組織和微血管更有效地向內(nèi)生長。M.Shaltookia等[22]通過加速致孔劑顆粒的浸出，制備出了多孔PCL/BG復(fù)合支架。

1.5 固體自由成型制造（SFF）

又稱快速成型技術(shù)，在計(jì)算機(jī)的輔佐下，通過計(jì)算機(jī)斷層掃描（CT）或磁共振成像（MRI）獲得的臨床圖像來精確虛擬所需結(jié)構(gòu)的重建，以預(yù)定義加工參數(shù)的方式，自下而上以分層制造和層層沉積的方法創(chuàng)建出可控的三維多孔支架材料。固體自由成型制造因其具有高度的可重復(fù)性這一優(yōu)勢(shì)而受到強(qiáng)烈反響。最近研究表明，固體自由成型制造技術(shù)能夠創(chuàng)建出多孔且堅(jiān)固的與人類皮質(zhì)骨相當(dāng)?shù)墓杷猁}生物活性玻璃支架[23-25]。

近來，研發(fā)出一種新的固體自由成型制造，即冷凍擠壓制造法，同樣能制造出與人體皮質(zhì)骨相當(dāng)?shù)闹Ъ?。T.S. Huang等[26]采用冷凍擠壓制造出多孔生物活性玻璃支架，不僅具有預(yù)先設(shè)計(jì)的網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)，而且其抗壓強(qiáng)度和彈性模量與人類骨皮質(zhì)相當(dāng)。Doiphode, N.D等[27]采用同樣的方法制造出平均抗壓強(qiáng)度為140 MPa，彈性模量為5-6 GPa的三維多孔生物活性玻璃支架. Xin Liu等[28]也成功制備出13-93生物活性玻璃支架，全面評(píng)估了支架的力學(xué)性能，并首次對(duì)支架的抗疲勞性進(jìn)行表征，結(jié)果表明，該支架的抗壓強(qiáng)度為86±9MPa，彈性模量為13±2GPa，平均疲勞壽命為106個(gè)循環(huán)，遠(yuǎn)高于正常生理應(yīng)力的應(yīng)力分布下的抗疲勞性，這些數(shù)據(jù)給予了13-93生物活性玻璃多孔支架在負(fù)載骨修復(fù)方面很大的信心。目前，采用固體成型制造技術(shù)制備的支架具有均勻的網(wǎng)狀微結(jié)構(gòu)，機(jī)械強(qiáng)度和彈性模量與人體皮質(zhì)骨相稱，但其抗彎強(qiáng)度遠(yuǎn)低于皮質(zhì)骨，WeiXiaoaMo等[29]采用有限元建模和固體自由成型制造技術(shù)將支架制備出來，通過抗彎強(qiáng)度和有限元建模技術(shù)的模擬驗(yàn)證表明，該支架在原來制備的支架上抗彎曲強(qiáng)度提高了兩倍以上，明顯改善了支架的抗彎曲強(qiáng)度。

1.6 3D打印技術(shù)

1989年，美國麻省理工學(xué)院研發(fā)出3D打印技術(shù)，這是一種無需模具可根據(jù)計(jì)算機(jī)輔助制造與設(shè)計(jì)構(gòu)建出的三維數(shù)據(jù)直接打印。這項(xiàng)技術(shù)利用粉末或液體金屬或塑料等為黏合劑與具有骨修復(fù)功能的粉末材料相黏結(jié)，經(jīng)過單層印刷，層層疊加的方式打印出滿足骨組織工程的三維支架材料。自2000年以來，3D打印因其快速制造，易于定制和一些高度可控的支架參數(shù)（如孔隙率，孔徑大小，力學(xué)性能，支架內(nèi)部管通性）等優(yōu)點(diǎn)而受到廣泛關(guān)注。

XiaoyuDu等[30]采用3D打印制造出具有良好機(jī)械強(qiáng)度和生物活性的多孔MBG/SF復(fù)合支架.將載有人骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞（hBMSCs）的MBG/SF支架植入裸鼠背后，通過qRTPCR技術(shù)來評(píng)估體內(nèi)異位骨的形成，結(jié)果表明MBG/SF支架上的成骨相關(guān)基因（COL-1，OCN，BSP和BMP-2）的表達(dá)明顯優(yōu)于MBG/PCL支架，從而使復(fù)合支架獲得更優(yōu)良的新骨形成能力。傳統(tǒng)的3D打印支架內(nèi)部具有定制且均勻的孔隙結(jié)構(gòu)，但這并不能滿足支架材料需求，因此急需開發(fā)一種具有分級(jí)多孔結(jié)構(gòu)和可調(diào)節(jié)的多功能的生物活性和生物相容性支架，得到了許多科研工作者的關(guān)注。Mina RazaghzadehBidgoli等[31]首次通過間接3D打印和冷凍干燥法制備出具有微孔和亞微孔結(jié)構(gòu)的分層3D SF-BG支架，支架的層級(jí)結(jié)構(gòu)由500-600μm和10-50μm組成，不僅改善了生物活性還為細(xì)胞在微環(huán)境中生長和繁殖創(chuàng)造出有利條件。YangHu等[32]運(yùn)用溶劑蒸發(fā)和3D打印的W / O HIPE模板法制備出具有毫米級(jí)和微米級(jí)的分層多孔結(jié)構(gòu)的生物活性納米顆粒/聚（ε-己內(nèi)酯）（BNPCL）支架，孔隙率94%，為細(xì)胞粘附和增殖提供了有效支撐，但也存在不足之處：較高的打印精度（分辨率），較慢的打印速度，打印時(shí)間耗時(shí)長以及粘合劑去除等問題[33,34]，而4D打印的出現(xiàn)使得這些問題得到了一定的改善，它在適當(dāng)?shù)拇碳は聦?duì)具有形狀記憶的聚合物材料實(shí)現(xiàn)多維響應(yīng)，以此來實(shí)現(xiàn)超快的打印速度[35]。

2 小結(jié)與展望

目前，制備生物活性玻璃復(fù)合支架材料的方法多種多樣，且研究也日趨廣泛與深入。近年來，研究者通過復(fù)合多種方法來制備生物活性玻璃復(fù)合支架，比如相分離和靜電紡絲，聚合物泡沫復(fù)制法和靜電紡絲，間接三維（3D）噴墨打印和冷凍干燥法等方法相結(jié)合，這樣做不僅可以彌補(bǔ)單純材料和方法上的不足，還可以制備出更加符合人體需求和支架要求的復(fù)合支架材料，這正在成為支架材料制備的一種新的發(fā)展趨勢(shì)。盡管生物活性玻璃復(fù)合支架材料在基礎(chǔ)領(lǐng)域取得許多的進(jìn)展，但目前主要還是在科研階段，臨床應(yīng)用推進(jìn)緩慢，在修復(fù)關(guān)鍵尺寸部位的骨缺損時(shí)依然有許多問題亟待解決，例如（1）支架表面是細(xì)胞的第一接觸位點(diǎn)，控制孔的形態(tài)結(jié)構(gòu)，利于細(xì)胞黏附和血管形成；（2）與組織相協(xié)調(diào)的可控支架降解速率；（3）在不犧牲孔隙率的前提下提高支架的機(jī)械強(qiáng)度。在可期的未來，骨組織工程支架材料的研究可為預(yù)期的應(yīng)用量身定制分級(jí)多孔的微結(jié)構(gòu)和與之相匹配的降解速度以及良好的機(jī)械性能，最大程度實(shí)現(xiàn)負(fù)載藥物，細(xì)胞和生長因子的功能化，從而誘導(dǎo)和引導(dǎo)新骨的生長，并與宿主骨形成良好牢固的結(jié)合，以此來滿足臨床的不同需求。