陳 麗,向 慶,代 燕,楊 峰*

(1.貴州師范大學 材料與建筑工程學院,貴州 貴陽 550025;2.貴州師范大學 校醫(yī)院,貴州 貴陽 550025;3.貴州大學 材料與冶金學院,貴州 貴陽 550025)

0 引言

隨著全球范圍人口老齡化、飲食變化、糖尿病和其他健康問題的增加，因骨質(zhì)疏松癥、運動損傷、意外事故等導致的骨損傷患者越來越多，嚴重威脅了人體的健康與生活質(zhì)量[1-2]。臨床上，通常需要利用移植手術替代骨組織和修復骨缺損。其中，骨自體移植是大骨缺損再生的黃金標準，因為它們具有內(nèi)在的骨導性[3]。然而，自體移植物的使用仍然受到供體部位、發(fā)病率和可用性的限制[4]。同種異體移植物收到供體限制，同時也有免疫反應和傳染病傳播的風險[5]。因此，人工合成的生物醫(yī)學材料越來越受到重視，合成骨替代物作為最佳替代策略受到越來越多的關注。

“十四五”規(guī)劃中明確提出“加快發(fā)展生物醫(yī)藥、生物育種、生物材料、生物能源等產(chǎn)業(yè)，做大做強生物經(jīng)濟”。在過去的幾十年里，骨再生材料已從第一代發(fā)展演變到現(xiàn)今第三代。其中，第一代生成生物材料是以金屬、合成聚合物和陶瓷為代表的惰性生物材料；第二代生物材料是以聚酯，磷酸鈣和生物活性玻璃為代表的可生物降解聚合物材料[6]；而第三代骨修復和植入材料主要關注其能否可控降解，最關鍵是能否促進人體骨組織的自修復和再生。因此，生物材料的復合化、納米化、活性化已成為第三代骨修復和植入材料的發(fā)展趨勢和熱點[7]。骨植入材料的設計思路是通過將接近人體骨骼力學性能參數(shù)的支架材料、有助于實現(xiàn)骨傳導和骨誘導的活性材料以及可控降解材料組成復合材料植入人體，從而實現(xiàn)材料與骨細胞及周圍組織的融合；活體材料與非活性材料的雜化；干細胞向骨細胞的分化，在骨植入體環(huán)境中產(chǎn)生生物學響應；骨植入體的終身使用等功能。鑒于此，筆者梳理了近年來可誘導組織再生骨植入材料的研究、應用現(xiàn)狀和最新動態(tài)，并對第三代骨修復和植入材料的主要發(fā)展方向進行了闡述。

1 骨植入材料的分類

1.1 無機非金屬骨植入材料

無機非金屬骨植入材料主要是生物陶瓷，可分為惰性生物陶瓷和活性生物陶瓷兩類。惰性生物陶瓷包括氧化鋁、氧化鋯、氧化鋅等。惰性陶瓷生物相容性好，性質(zhì)穩(wěn)定，強度高，但其彈性模量遠高于骨組織，不具備生物活性，應用較少；活性生物陶瓷主要有羥基磷灰石(HAP)、磷酸三鈣(TCP)、磷酸鈣骨水泥等，而HAP和TCP為最常用。HAP是骨骼和牙齒的主要無機成分，鈣磷比為1.67，20世紀70年代開始在臨床應用，其不僅具備骨傳導作用，還能產(chǎn)生骨誘導功能，可讓植入體與原骨組織形成骨性結(jié)合，是骨植入體最常用材料。但HAP的脆性大、生物活性不足，降解性較差，不宜單獨使用[8]。TCP是磷酸鈣鹽的高溫相，鈣磷比為1.5，雖然TCP不是機體骨組織的礦物成分，但其在模擬體液中易溶解，是一類較好的可降解生物陶瓷。將TCP與HAP適當搭配可構(gòu)成雙相陶瓷，進而獲得適宜的降解速率，滿足骨修復材料的需要。但TCP同樣存在脆性大、力學性能差等缺點，無法單獨使用[9]。

1.2 聚合物骨植入材料

醫(yī)用聚合物材料作為骨植入和修復材料應用較早，19世紀硫化橡膠和賽璐珞就被制成骨植入體應用于臨床，但其副反應較大，生物相容性差。隨著科技的發(fā)展，生物相容性更好的聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、甲基丙烯酸甲酯(MMA)逐漸被應用于人工假體和骨組織的修復，但這些聚合物還是存在組織相容性、免疫反應和疲勞性等問題[10-11]。有研究者嘗試采用與活性陶瓷復合化的技術改善聚合物植入體的生物性能和力學性能，目前聚合物基復合材料已部分應用于臨床[12-13]。

1.3 金屬骨植入材料

金屬基骨植入材料應用最為廣泛，其優(yōu)點是力學性能好，同時兼具良好的生物相容性，目前最常用的是不銹鋼、鈦合金、鋅合金和鎂合金等。鈦合金的優(yōu)點是密度低、導熱率低、無毒、生物相容性好[14]，在矯形材料、固定螺釘、人工骨等方面均有應用。特別是純鈦在生物環(huán)境中會在表面生成一層薄而致密的二氧化鈦薄膜，這層氧化物具有良好的生物相容性，可促進植入體與周圍組織的融合。Alves等[15]研究發(fā)現(xiàn)，純鈦植入體在經(jīng)過手術初期輕微感染的酸性環(huán)境后，表面的二氧化鈦薄膜層還會誘導纖維蛋白原、磷酸鈣的堆積，形成20 nm左右的鈍化層，以抑制鈦金屬中離子的滲出，可進一步增加植入體的生物相容性。但純鈦作為植入材料，還存在如下問題：純鈦不具備生物活性；彈性模量較高，達到108 GPa，遠大于自然骨組織；表面強度低，耐磨性差。

鋅合金是極具潛力的骨植入材料。Zn是人體必須元素，在機體內(nèi)參與了大部分生理代謝過程。Yang等[16]研究顯示，Zn作為人體骨骼的必須元素，在轉(zhuǎn)錄因子、蛋白合成等過程中起著催化或構(gòu)建作用。另外，鋅在人體內(nèi)有適宜的降解速度，也是生物植入體的潛在候選材料。但人體內(nèi)鋅蓄積過多，會產(chǎn)生細胞毒性，因此，鋅不能作為大塊植入骨的主體材料。

其他諸如Mg、不銹鋼、鈷合金和鋯合金等植入體候選材料，由于在骨植入領域均存在一定的問題，任一單一材料都無法實現(xiàn)骨材料的再生和自修復功能，因此，在保持支架材料的力學、生物學性能基礎上，對材料進行復合化和表面改性，可提高材料的生物活性，及賦予其新的功能性。

2 骨植入材料的生物學設計

骨植入體植入人體后，在人體活的骨組織和種植體之間將發(fā)生結(jié)構(gòu)和功能上的聯(lián)系。在這個過程中細胞會在種植體材料表面黏附、鋪展等，在很多時候還會發(fā)生免疫反應，血管、骨組織也會沿著植入體表面或內(nèi)部空隙攀附生長，植入材料最終會誘導間充質(zhì)細胞向成骨細胞分化，完成骨修復過程。因此，對植入體而言，必須具備良好的生物相容性、與人體骨骼匹配的力學性能、合適的降解性，之中最重要的是具備骨組織誘導再生性。

2.1 生物相容性

影響植入體生物相容性的材料學因素主要有：

1)材料成分：普遍認為，羧基、磺酸基、氨基、酰胺基及亞氨基等基團有利于細胞的黏附和增殖[17]。在金屬離子方面，由于細胞表面整合素與配體的結(jié)合受到諸如鎂、鈣、錳等離子的調(diào)控，因此在支架材料中引入相關的金屬陽離子可以改善細胞的黏附行為[18]。

2)拓撲結(jié)構(gòu)：生物植入體的表面粗糙度、孔隙率及分布、溝槽尺寸及取向等拓撲結(jié)構(gòu)對細胞黏附行為影響極大。如：細胞可以根據(jù)溝槽而取向生長，形成接觸引導；粗糙度提高增加細胞的接觸表面積，增加細胞黏附強度；人工胞外基質(zhì)的拓撲結(jié)構(gòu)可改變應力分布，從而改變細胞形態(tài)；材料的孔隙率增加可加快細胞的新陳代謝，也會增加細胞的黏附[19]。

3)親水性：強親水性表面不利于蛋白質(zhì)吸附，故也不利于細胞的黏附；而強疏水表面也會大大阻礙蛋白質(zhì)的吸附和細胞黏附。因此，對細胞黏附而言，材料表面需要有一個合適的親疏水平衡[20]。

4)組織反應性：植入體周圍的生理性物質(zhì)中含有氯離子、溶解氧、蛋白質(zhì)、脂肪、有機酸、酶等，會與金屬材料或無機非金屬材料產(chǎn)生反應，發(fā)生電荷轉(zhuǎn)移和離子交換，造成有害離子釋放，產(chǎn)生細胞毒性、炎癥以及細胞異常分化等[21]。另外，機體的免疫系統(tǒng)對植入體內(nèi)的非己成分也會產(chǎn)生一系列免疫應答防御行為[22]。因此，生物材料的植入必須考慮進入人體后的腐蝕、細胞毒性及炎癥反應等。

5)力學相容性：骨修復材料要求具有與人體骨組織匹配的強度、韌性、硬度和楊氏模量，以承受和傳遞負載，同時還要避免因力學性能適配產(chǎn)生應力集中、應力遮擋等力學效應而形成的骨吸收[23]。

2.2 降解性

植入材料的降解過程伴隨：細胞滲入→替代細胞外基質(zhì)(由外源性到內(nèi)源性轉(zhuǎn)變，細胞開始自分泌細胞外基質(zhì)→空間的展開和功能的擴展[24]。組織誘導性生物材料必須具有合適的降解性?？缮锝到獾幕|(zhì)材料在降解過程中可形成通道供募集的細胞從材料表面遷移到細胞內(nèi)部。另外，細胞行使功能也需要物理空間，降解過程為細胞的不斷增殖、鋪展和分化提供空間，同時緩慢形成細胞微環(huán)境，故要求材料的降解速率要與內(nèi)源性細胞基質(zhì)分泌能力相匹配?？梢?，材料的降解過程伴隨著骨組織的傳導和再生，是重要的材料基本特性之一。

2.3 骨組織誘導再生性

邱凱等[25]研究顯示，組織誘導再生是指無生命的生物材料通過自身優(yōu)化設計，可以誘導有生命的人體組織或器官形成。2018年，我國學者張興棟院士建議將“組織誘導性生物材料”列入“生物材料定義”。具體表述為：在不添加細胞和/或生物活性因子的情況下能夠誘導受損或確實的組織或器官再生的一類生物材料。這類材料具備兩個主要特征：一是材料本身具備特殊的結(jié)構(gòu)、物理及化學特征；二是誘導受損或缺損的組織或器官再生，重點強調(diào)材料的生物功能性[26]。對骨植入材料而言，其組織誘導再生性主要表現(xiàn)為骨傳導性和骨誘導性。

2.3.1 骨傳導性

材料植入骨環(huán)境中后，骨組織沿著植入體表面或內(nèi)部空隙攀附生長，并與材料形成化學鍵合，完成骨傳導。從材料成分來說，以HAP和TCP為代表的磷酸鈣陶瓷能與宿主骨直接結(jié)合，顯示出良好的骨傳導性[27]。

從材料拓撲結(jié)構(gòu)來說，骨組織本身是由膠原蛋白和納米羥基磷灰石構(gòu)成的多級有序、各向異性的微納結(jié)構(gòu)。包括三維多孔結(jié)構(gòu)、溝槽、微柱等在內(nèi)的亞微米拓撲結(jié)構(gòu)是骨傳導的基本條件[19]。孔隙率高、比表面積大、降解性合適的材料有利于體液在材料內(nèi)的循環(huán)和新骨生長。尹光福等[28]研究發(fā)現(xiàn)，100～500 μm的大孔為骨組織長入提供空間，起到骨傳導作用，而1～10 μm的微孔有利于體液滲透、循環(huán)以及營養(yǎng)物質(zhì)的供給。

2.3.2 骨誘導性

骨誘導性是植入材料能夠誘導間充質(zhì)細胞向成骨細胞分化的能力，其特征是具有誘導非骨區(qū)域細胞成骨分化功能的“骨形態(tài)發(fā)生蛋白(BMP)”。磷酸鈣材料是最早發(fā)現(xiàn)的具有骨誘導性的材料，其功能類似于BMP[29]，可以在體內(nèi)發(fā)生生物化學反應并形成自然骨組成和結(jié)構(gòu)，進而引導機體自身間充質(zhì)干細胞(MSCs)長入材料的孔隙，形成新骨。鄧煒等[30]研究顯示，鈦在模擬體液中也會出現(xiàn)磷酸鈣沉積并發(fā)生鈣化，可作為骨植入材料的優(yōu)勢之一。

發(fā)生骨誘導的材料學特性包括：相組成、離子環(huán)境、類骨磷灰石沉積、拓撲結(jié)構(gòu)、力學特征、孔隙率等，見圖1。具體為：具有骨誘導的材料大部分包含磷酸鈣成分[31]；彈性模量為30～35 kPa的材料有利于干細胞向成骨細胞分化[32]；表面粗糙度Ra在10～45 nm的中等范圍內(nèi)，材料表面有最大的細胞增殖率[28]；相互貫穿的多孔結(jié)構(gòu)有利于骨植入體支架中細胞的浸入和增殖[33]；1～10 μm的微孔有利于體液滲透、循環(huán)以及營養(yǎng)物質(zhì)的供給[28]等等。這些特定的材料學特性會形成微環(huán)境信號，如外源性壓應力信號，進而影響細胞黏著斑的結(jié)合位點，通過細胞偽足傳遞至細胞骨架，從而改變細胞形態(tài)和基因轉(zhuǎn)錄水平，引導細胞分化[34]。

圖1 具有骨誘導功能的植入材料設計思路Fig.1 Design of implant material with bone induction function

3 骨植入材料的制備加工和表面處理

3.1 骨植入材料的加工制備技術

根據(jù)可誘導組織再生骨植入材料的材料學與生物學特征，其必須同時滿足生物相容性、力學性能、骨傳導和骨誘導性、可控降解性等幾大要求。按此條件，沒有一種材料能完全滿足全部指標，因此，材料的結(jié)構(gòu)調(diào)控和復合化將是未來骨植入材料的發(fā)展趨勢。從材料結(jié)構(gòu)調(diào)控角度，目前來看，增材制造(AM)是最被廣泛研究的骨植入材料加工技術[35]。AM可制備各種復雜形狀的構(gòu)件，可按設計成分制備合金，可將裝配過程與材料成型過程同步進行。同時，制備多孔金屬構(gòu)件最有效的方法也是AM技術。由于離散粉體要經(jīng)歷復雜的加熱過程，因此AM組織結(jié)構(gòu)可能存在不連續(xù)性，包括氣孔和粗顆粒[36]，如果控制得當，可在保證基本強度基礎上獲得合適的孔隙率，進而控制骨植入體的宏觀彈性模量。

3.2 骨植入材料的表面處理

無論是鈦合金還是其他金屬都不具備可誘導成骨性，因此必須添加活性成分，對骨植入體進行表面活化處理，以獲得具有骨傳導和骨誘導特性的復合表層。目前，在骨植入體材料表面獲得復合活性涂層的方法有很多，如：物理接枝[37]、等離子噴涂[38]、電化學沉積[39]等。無論是哪種方法，其目的都是實現(xiàn)骨植入體的表面活化、功能化及復合化。

4 骨植入材料的前景展望

骨植入體首先行使的是物理支撐及填充的支架作用，除此之外，骨植入體與人體原組織界面還要具備促進新的組織形成的功能，以實現(xiàn)損傷組織的再生。因此，骨植入材料需具備無毒性、耐腐蝕、足夠的強度與韌性、多孔微納結(jié)構(gòu)、低彈性模量等特征。結(jié)合這些特征來看，純鈦無疑是最優(yōu)候選材料之一。但純鈦的彈性模量相對還是太高，而宏觀孔隙度的引入(多孔鈦)不僅可作為一種減少生物力學失配的有效方法，還可為新的骨組織在孔內(nèi)生長提供條件[35]。可見，可控金屬3D打印技術或是未來骨植入材料加工制備的重要發(fā)展方向。

此外，雖然純鈦生物相容性好，但不具備實現(xiàn)誘導細胞生長分化的功能，因此最簡單有效的解決辦法即在多孔純鈦植入支架上涂裝一層活性涂層。如以HAP、TCP為代表的磷酸鈣生物活性陶瓷既具備骨傳導性，又具備骨誘導性，可再現(xiàn)組織形成過程的細胞外基質(zhì)(EMC)功能，實現(xiàn)組織再生。同時，通過控制HAP和TCP的比例還可調(diào)控其降解速率，讓之與內(nèi)源性細胞基質(zhì)分泌能力相匹配，從而達到良好的骨組織再生效果。但HAP和TCP的韌性卻很差、抗彎強度也低，其制成的涂層與鈦支架結(jié)合力也弱，容易發(fā)生脫落。因此，如何將活性陶瓷與多孔鈦基體高質(zhì)量結(jié)合，在保證力學性能的基礎上對骨植入體進行降解速率調(diào)控，亦是實現(xiàn)骨植入材料組織誘導再生的關鍵，可進一步深入研究。