骨修复材料的研究进展

生物医学工程学杂志

　2001; 18(4) ∶647～652　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　J Biomed Eng

骨修复材料的研究进展

王小红　综述　马建标　王亦农　何炳林　审校

(南开大学高分子化学研究所吸附分离功能高分子材料国家重点实验室, 天津　300071)

　　摘要　简述天然骨修复材料、无机非金属骨修复材料、复合骨修复材料的近期研究进展, 对部份材料的合成、作用机制及发展前景进行了讨论。

关键词　骨修复材料　生物相容性　抗压强度　降解吸收　诱导成骨

Progress in the Research of Bone Substitutes

Wang Xiaohong 　Ma Jianbiao 　Wang Yinong 　He Binglin

(T he S tate K ey L aboratory of Functional Polymer M aterials f or A dsorp tion and S epar ation ,

Institute of P olymer Chemistry , Nankai Univ er sity , Tianj in 　300071)

　　Abstract 　T his is a r eview of the r esearches o n bo ne substit ut es including their institutes , mechanisms , exist-ing pr oblems and so me synthetic met ho ds.

Key words 　Bo ne r epa ir mater ials 　　Bio compatibility 　　M echanical str eng th 　　Biodegr ada tio n and ab-so r ption 　　O st ero inductio n

1　引　言

长期以来, 骨修复材料主要采取自体或异体骨移植物[1, 2]。在美国每年约有10万到20万自体或异体骨移植的病例。但自体骨移植在材料来源方面存在着严重的缺陷。从自体异位取骨, 无异于拆了东墙补西墙, 使病人易于患手术后并发症, 失败率高达10%～30%; 异体骨移植在材料筛选、储存方面相当困难、昂贵, 还容易产生免疫排斥反应、感染艾滋病病毒等, 失败率更高。同时, 异体骨被取代缓慢, 新生骨体积偏小。为了克服自体骨和异体骨移植存在的

种种问题, 人们试图通过天然的或合成途径, 取得理想的骨修复材料。

对于一种理想的骨修复材料首先应该具备的特性有:(1) 生物相容性[3]:可与骨直接进行化学结合, 不阻止骨细胞在其表面的正常活性或干扰其周围骨细胞的自然再生过程, 对骨组织的分解吸收具有传导性。(2) 机械耐受性:以小梁骨为准, 抗压强度应大于5M Pa, 抗压模量在45～100M Pa 之间。(3) 生物降解性:在一定时间内被宿主骨替代, 不影响骨组织的修复, 无毒副作用。(4) 诱导再生性:通过自身或添加骨诱导因素, 刺激或诱导骨骼生长。简言之, 已知有许多材料, 象某些陶瓷、金属、高分子都具有生物相容性, 而仅有一小部分材料同时兼有生物相容性和适当的机械强度[4]。这些材料包括生物高分子(如明胶(Gelatin ) ) 、合成高分子(如聚 -羟基酸类、聚酐类) 及矿物质。具有诱导成骨活性的高分子材料、有骨活性涂料(聚四氟乙烯、碳纤维) 、骨诱导因子BM P 等。这些材料在体内的降解性相差悬殊, 不能一概而论。

2　骨修复材料的研究进展

过去的几十年中, 人们通过各种方法、途径, 制备出许多用于骨修复的替代材料, 并取得了一定的成绩。尤其是近年来发展起来的组织工程, 通过引入一形态上与骨单位相容的, 且其管道可连入骨缺损组织的孔状支架结构[5], 建立起生物材料与骨架再生之间的联系。这种孔的特殊性使支架可以一定的速度释放生物活性物质, 或直接影响材料内部的细胞生长行为。化学方面希望能模拟细胞外基质成分、生长因素、细胞表面受体等的特殊作用, 使骨缺损的再生更有预见性。这种材料除具备上述四条基本的特性外, 还要有一定的三维立体结构和良好的表面活性, 如孔隙率在80%以上。高的内表面积有利于

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出等, 为细胞的生长、增殖提供良好的微环境。

我们按材料的来源和性质分类, 对已往骨修复材料的组成结构、作用机制、合成方法、存在问题等作了简要的概述。2. 1　天然骨材料

如上所述, 天然骨材料包括自体和异体骨组织。异体骨组织又包括同种异体和异种异体骨组织。多少年来, 人们针对其免疫源性、病毒感染等问题, 做了不少工作。早期M ar tz 等[6, 7]应用特殊的浸渍法破坏牛松质骨的蛋白质, 亦即免疫反应源, 制得Kiel 骨裂片, 临床上用于矫形外科手术的骨填充材料。但由于去蛋白不完全, 仍可激活免疫防御反应系统。

后来, 有人除去牛骨中所有有机质, 并将其残余的矿物质经高温煅烧, 得一种纯粹的矿质骨。这种骨保持自然骨的海绵结构、高孔度(约占体积的70%) 、骨传导性等, 允许骨在其中生长形成骨质床、且孔壁对骨组织的深入发展比合成的多孔陶瓷阻碍要小得多。其晶体相与自然骨接近(HA 含量为93w t %, -TCP ( -T ricalcium pho sphate ) 含量为7w t %) 。HA 具有极好的生物相容性, 能促进新骨再生并与其直接结合。但在体内似乎太稳定了, 表现出与矿质骨相似的晶体相, 倾向于与骨组织达到化学与生物的平衡。这种有特殊孔结构的煅烧网状海绵骨的具体作法是:将小牛股骨的髁部切成块状, 在蒸馏水中煮沸12h 。而后通过一系列乙醇脱水, 70℃下干燥3d 。将干燥的网状骨块在镍、铬线圈炉中以10℃/min 升温, 800℃下煅烧6h 即可。一般认为, 多孔人工骨的孔径大于100 m 时才能使新生骨有效的长入其微孔内。

也有人用骨基质明胶(Allogenetic bone matrix gelatin, BM G) 在体内诱导新骨形成, 并证实BM G 诱导成骨的方式主要是软骨内成骨。不过从骨质中提取胶原、磷酸钙、BM P 等成份, 完全模拟自然骨的组成, 达不到预期的效果。

近年来, 临床显微外科植骨、同种异体大段骨和半关节移植术都有了明显的改进。如应用较多的自瘤灭活再植(带血管) 、自体坐侧骨髓腔内移植加松质骨移植和梯形钢板固定、异体骨髓腔内及周围自体松质骨植骨、骨端加压、异体骨钻孔及修复关节囊等都提高了自体、异体骨移植的成功率。2. 2　无机非金属骨修复材料

2. 2. 1　磷酸钙类陶瓷　无机非金属骨修复材料包括一些陶瓷、水泥类。用于骨修复的陶瓷材料包括氧[9]

[8]

碳及其化合物等[10]。多数陶瓷都是生物惰性的, 如羟基磷灰石, 常与胶原、无机纤维硅灰石( -w o llas-tonite ) 、碳纤维、有机高分子纤维聚乳酸等结合使用。

磷酸钙类陶瓷是骨代用材料中相当重要的一类。其中研究最多的为羟基磷灰石(HA ) 和磷酸三钙(T CP) 陶瓷。它们在组成、结构上与天然骨盐大体一致。有极好的生物相容性、骨传导性和与骨结合的

能力, 加上无毒副作用, 被广泛用作硬组织修复材料和骨填充材料的生理支架。纯的HA 或T CP 陶瓷是一种生物惰性材料, 一般认为在体内不降解或降解速度极慢。T CP 类可被缓慢降解, 体内存留时间长达15个月之久。

影响T CP 类生物陶瓷降解性的主要因素有:(1) 陶瓷材料的烧结成型温度烧结温度高时, 形成的陶瓷结构紧密, 降解性能差。温度较低时, T CP 类陶瓷处于半晶态, 降解性能较好。(2) 材料的多孔性:孔隙度越大, 降解速度越快。(3) 陶瓷颗粒的大小:T CP 颗粒越小, 降解速度越快。

为了调节HA 陶瓷材料的生物活性, 有人在牛松质骨中加入不同量的焦磷酸纳(So dium py-ro phosphate 即Na 4P 2O 7・10H 2O, NP) , 在600℃以上的高温下将不完全晶体HA (Deficent hydr oxy ap-atite, d-HA) 部份转变成 -TCP, 制备一系列不同比例的T CP/HA 双相磷酸钙陶瓷工骨修复材料。

新骨可被再吸收等问题。

2. 2. 2　磷酸钙水泥　1986年Brow n 与Chow 创作的自体硬化的磷酸钙水泥(Calcium phosphate cement, CPC) , 被认为是骨缺损重建材料的一个突破。这种水泥通过等摩尔的磷酸四钙(T etracalcium phosphate, T TCP) 和无水磷酸二钙(Dicalcium phosphate anhydrius , DCPA ) 或二水合磷酸二钙(Dicalcimphosphate dihydrate, DCPD) 与水混合, 形成单一的固体相羟基磷灰石, pH 呈中性, 具有很高的生物相容性及骨传导性。此外还有制备简便、塑型容易和缓慢降解等优点, 适合于非负重或低负重部位骨缺损的修复。CPC 的缺点是:它需要近30m in 成型, 且在体液中成型前, 会由于外部作用力而脱落和移动。

CPC 水泥的特殊功能在于, 能在骨修复的初始阶段提供一个中间层, 然后逐渐被降解、吸收, 代之[12]

[10]

, 作为多孔人

此外, 磷酸钙陶瓷还存在强度不够、操作性差、

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时固定, 尤其在不宜使用骨夹板或骨质疏松的情况下。因此, 作为理想的骨水泥, 除具备良好的生物相容性、降解性、机械性及诱导性外, 还要有可塑性。即能象普通水泥一样原位成型、浇铸或注射, 以适合骨骼内部空穴的填充和新生组织成型的需要。

磷酸钙骨水泥系生长支架, 还可通过其它形式的磷酸钙, 如磷酸八钙、双水磷酸一钙、单水磷酸一钙, 添加一些辅佐剂, 如具骨传导活性的甲壳素(Chitin , CT ) 或壳聚糖(Chito san , CS ) 及其衍生物、增加机械强度的碳酸钙与碳酸钠、抗腐蚀性的海藻酸钠、粘合用的纤维素及玻璃、金属、生长激素、蛋白质、聚乙烯醇、延胡索酸、透明质酸、柠檬酸等, 利用别的方法如热水热压法、双轴转动鼓膜及双螺旋挤压法、电子束照射法、粘合法等来合成。

已知磷酸钙骨水泥的材料性能(凝结时间、机械强度、空隙率和溶解度等) 受许多因素的影响。其中包括:(1) 粉末中使用DCPA 或DCPD; (2) 粉末颗粒大小; (3) 使用可溶性氟化物或不溶性氟化钙;

+

(4) H A 晶种(颗粒大小、比表面积) ; (5) K +、Na 、等电解质或其它添加剂。

CPC 的强度与反应物组成、HA 晶种大小含量、固化时所施外力等密切相关。材料空隙率的降低可明显提高其机械强度。

目前使用的CPC, 体外凝结时间一般为15～30min, 温度37℃, 湿度90%～100%。在体内, 因血浆中某些离子(如Mg 2+) 及大多数有机物均有阻止或延迟HA 形成的作用, 凝结时间相对延长, 且易产生脱粒现象。为了克服这些缺点, 快速凝因型CPC 及抗水冲型骨水泥相继问世。

此外, CPC 还可以做为松质骨螺钉周围填充物, 以增强螺钉的固定作用; 作为牙根周围填料促进牙齿发育。

2. 3　复合骨代用材料和复合骨修复材料

纯的HA 是一种脆性材料, 只具有骨引导作用。为了提高材料的力学性能以及加快新骨的形成速度, 常常引入其它相物质。如此形成多种多样的羟基磷灰石复合材料。根据目前HA 复合骨替代材料中复合相的种类不同, 大致可分为3类:(1) HA 与金属复合; (2) HA 与有机生物材料, 如合成有机高分子的复合; (3) HA 与天然生物材料, 如蛋白质(骨形成蛋白、胶原、纤维蛋白粘合剂) 、活体材料(红骨髓、成骨细胞) 等的复合。我们主要从下列3个方面加以阐述。

2. 1就有人用贵金属(金、银、铂) 制作义牙和镶牙。本世纪20年代后, 不锈钢和其它耐腐蚀的合金(钴基合金) 与金属(钛) , 逐渐用于人体硬组织的替代。美国用于人体的金属材料, 不锈钢占76%, 钴、铬、钼合金占20%, 钛和钛合金占5%。由于钛和钛合金的比重小, 其使用比例将随着时间的推移而增加。镍钛记忆合金的发现, 也开启了医学应用的大门。

作为医用金属材料, 必须满足对人体的适应性、耐腐蚀性、适当的机械强度、表面生物相容性4个最基本的条件。一般材料的机械强度高, 拉伸性好, 但耐腐蚀性、生物相容性差。目前主要用作接骨板、骨螺钉、齿冠等, 单美国每年使用的金属植入物就达200万件以上。由于其表面的生物相容性不理想, 常用生物陶瓷HA 喷涂或用生物高分子包埋后植于人体中。最常见的喷涂技术, 是将HA 在1000℃以上的高温下转变成烟雾, 直接喷在金属表面形成一覆盖层。

Wo rch Hartm ut 等用电化学法, 在钛(或钛合金) 表面与骨组织的主要成分HA 、胶原之间形成一复合物来提高材料表面活性。整个过程在接近生理温度、pH 值下进行。

2. 3. 2　无机/高分子骨修复材料　高分子中丙稀酸系骨水泥, 主要由聚甲基丙稀酸甲酯(Po lymethyl-m ethacry late, PMM A ) 和单体甲基丙稀酸甲酯(M ethylmethacr ylate, M M A) 聚合而成, 是比较传统的骨替代材料, 用于牙科及关节替代。由于聚合时大量放热、产生气泡、粘合性差及生物惰性, 不允许细胞在其中生长等缺点, 很难用于大段骨的修复中。而无机/高分子复合材料, 将无机成份磷酸钙等, 分散在有机相胶原(Co llagen , Co or C ) 、明胶或血纤维蛋白中[14], 由有机高分子提供液体环境, 空间填充功能, 利用湿态下高分子链的交联反应, 降低水存在下无机材料的松散性, 相应地提高材料的定型和粘附力。

(1) HA/天然生物高分子复合材料:几种对牙的研究表明, 由胶原提供的骨生长支架, 很少产生毒副作用。由戊二醛作交联剂形成的胶原与滑石粉(水合硅酸镁) 复合物, 由于戊二醛(特别是经透析过的戊二醛) 的存在还有抑制细菌、减轻炎症反应、刺激纤维细胞增生与成型的特性。在成骨过程中, 胶原对间质细胞具有趋化作用和促分化作用。HA 起晶核、支架作用, 并参与基质钙化、促进新骨生成。王韦等[15]将猪胶原、戊二醛与微晶状的HA 混合, 注射1[13]

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织切片表明, Co /HA 组比单纯HA 组的成纤维细胞、纤维结缔组织及微血管都多, 炎症反应性弱。有人对HA/T CP/原纤维胶原复合物在体内的诱导成骨活性进行了研究。结果发现, 该材料的生物相容性良好, 植入体内后原纤维胶原先被吸收, 新骨、骨髓随之诞生。

胶原是骨组织中的主要有机成份, 与HA 复合后与天然骨的成分相近, 因而与人体组织具有良好的生物相容性。复合物中胶原对HA 颗粒有一定的束缚、增韧作用, 并对成纤维细胞和成骨细胞起营养、刺激作用, 有利于纤维血管、骨组织的长入。是一种有发展前途的生物植入材料。其缺点是机械性能较差。与骨的结构相比, 这种复合材料的两相之间没有形成完整一致的复合, 也不存在定向的取向关系, 这对于材料的性能是至关重要的。目前胶原/HA 复合材料多用于组织填充的外形整复。如萎缩性牙槽嵴的扩增、颏骨等的整形、非负重骨缺损填充等。随着材料仿生技术的发展, 有希望在不久的将来会出现较强的胶原/HA 复合材料。

近年来, 明胶、纤维蛋白粘合剂(粘蛋白) 等也被用于骨修复材料中。1998年Tobin NG 等人用聚甲醛、明胶、水杨酸钠、磷酸钙配制成的复合材料抗压强度达7M Pa , 抗压模量达65M Pa 。其机械强度主要依赖于水含量和磷酸钙的密度, 含水量超过10～14%样品干重时, 机械强度和模量急剧下降。高密度T CP 生产的水泥比孔状粒子T CP 生产的水泥机械强度可增加一倍。体内实验12周时, 基质降解到原直径的一半, 内部已有骨的生长。Tobin 骨水泥的制备方法是:将20g 275型Bloo m bovine 明胶加入20ml 含4. 5g 水杨酸钠的蒸馏水溶液中, 用力搅拌, 40℃下放置48h 。取2. 1g 此基质与2. 5g 100目(最大直径150 m ) 磷酸三钙粉末及5. 5g 30～45目(直径355～600 m ) 的水泥粒子, 高温灭菌。然后取10g 此混合物, 无菌条件下加入0. 1%～0. 5wt%聚甲醛, 装进6mm ×12m m 圆柱状Telfon 模型中, 37℃、100%湿度下保温24h 。

随着粘蛋白的开发和应用, HA /纤维蛋白复合物随之问世。将纤维蛋白粘合剂与致密微晶羟基磷灰石混合, 利用凝血酶来调节成型时间, 通过改变混合体积比, 可获得软而韧到坚而硬等不同形态的复合材料。一般在1∶1体积混合比下, 材料的粘结强度最高。该类复合物可以即时成型, 是一种新型的骨水泥材料, 具有良好的临床应用前景。

[3]

素、壳聚糖及其衍生物, 由于其独特的生理功能[16], 在骨修复材料中的应用越来越多。

T akechi M [17]用中性磷酸氢钠等制成快速成型的磷酸钙水泥(Fast-setting calcium phosphate ce-胶m ent , FSCPC ) , 并在FSCPC 液相中加入壳聚糖、粘剂, 制成抗水冲、5～6min 内快速成型的CPC(An-ti-w ashout-ty pe fast-setting CPC, aw -FSCPC) 。体内实验表明, 材料被薄纤维组织包围, 对软组织有极好的适应性, 只有轻微的炎症反应和异物巨细胞, 在口腔上颌骨表面整形和重组外科方面有着潜在的应用价值。

Hato K 等用冷冻干燥法制得利于磷灰石成核与生长的极性表面甲壳素支架材料。然后用甲壳素、磷酸钙过饱和溶液附着在其上, 原位制备甲壳素-磷酸钙复合物。

由于HA 在不同材料表面的成核与沉积作用, 可通过增强溶液中离子活性产物, 或经表面修饰产生有利于成核与生长的区域环境而增强, 许多工作者利用各种不同的生物高分子来模拟磷灰石在骨骼中的沉积过程。这些技术主要建立在将功能化的基质材料沉浸在Ca(OH) 2溶液中, 在HA 最终成核与生长的地方, 产生一定数量的磷酸钙前体区而实现。作为功能基, 磷酸基团对HA 在棉花、甲壳素等材料上的沉积作用非常明显。

Sakaguchi 等用尿素、二甲基甲酰胺系统, 合成的磷酸化甲壳素、壳聚糖膜作为许多重金属离子的吸附剂。用磷酸化的壳聚糖引发磷酸钙沉积, 比用传统的覆盖技术有许多优点, 而且可在温和的反应条件下进行。磷酸化的方法是:取约1g 壳聚糖膜, 3g 98%的H 3PO 4, 15g 尿素和30ml 二甲基甲酰胺, 混合放入一圆底锥形瓶中, 装上冷凝管, 温度计和氮气输入管, 底部加热到120℃, 磁力搅拌, 回流1h, 内含物冷却后移去膜, 用蒸馏水彻底冲洗。

(2) HA /有机合成高分子:这类材料中有生物惰性聚乙烯、聚甲基丙烯酸甲酯和生物可降解吸收性聚乳酸、聚羟基丁酸等增韧材料。其中生物惰性材料在体内不能降解, 降低了HA 与骨的结合力, 有被逐渐淘汰的趋势。而可降解性高分子越来越受到重视。最常见的HA 有机合成高分子有HA/PHB(聚羟基丁酸) 、HA 聚乳酸等这类复合材料具有很高的抗压强度和抗张强度。但这类材料在降解过程中, 常因酸性物质的产生而导致环境中的pH 值降低或自身强度的下降, 影响骨修复的进行。

[19][18]

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继1965年成功地用脱钙基质在肌肉内诱发异位成骨, 证实了骨诱导学说后, 1986年又首次将骨形成蛋白应用于临床。随着分子生物学和基因工程的发展, 利用重组DNA 技术, 已经　以克隆到人的多种骨形成蛋白(Human bone morphorgenetic protein , hBM P-1～3) 。到1996年已发现人的BM P 13种, 并已获得相应的cDN A 。如前所述, BM P 为骨生长因子中的重要一类, 即形态生长因子。其主要功能是启动血管周围未分化的间充质细胞和骨髓基质细胞分化为骨系细胞, 为骨的发展和再生提供刺激、指示。利用BMP 与载体如脱蛋白骨(DPB) , 胶原、聚乳酸、多孔羟基磷灰石(PHA ) 、多孔磷酸三钙(PTCP) 陶瓷等的复合材料, 一方面能充分发挥BM P 的诱导功能, 另一方面也增强了载体材料的生物活性。

由王丹等[20]研制的孔径为300～400 m 的 -TCP/rh-BM P-2(基因重组人骨形成蛋白) 复合材料, 已取得了明显的实验效果。制备方法是:称取9mg 基因工程法生产的rhBMP -2溶于4m ol /L 盐酸溶液中, 加入45个 -TCP 园盘, 充分混匀, 真空条件下复合, 双蒸水4℃下透析72h, 冷冻干燥, 密封包装, 环氧乙烷消毒备用。

费伟等[21]采用四环素标记示踪法, 对HA /bBM P (Bivine bone m orphog enetic pro tein) /Co 和HA/Co 两种不同复合人工骨材料, 进行植入整复节段性骨缺损术后新骨生成情况观察, 结果表明:HA /bBM P /Co 材料1周后即出现较明显的荧光带(已有新骨出现) 。随着时间的推移, 荧光加强, 且直接包绕HA 微粒。显示出HA/bBM P/Co 良好的骨诱导作用和组织相容性。

由于骨诱导过程的复杂性, BM P 不能使已分化的骨系细胞大量增殖。骨细胞的增殖与分化, 骨基质的生成与降解还需要另外一些生长因子(GF) 如骨衍生性因子GF (BDGF ) 、血小板衍生性因子GF (PDGF) 、 -转化生长因子(T ransform ing g row th factor , TGF- ) 、成纤维细胞生长因子(FGF) 等的共同参与和调节。

孙玉鹏等

[22]

目前, 骨修复的分子生物学研究尚处于发展中阶段, 还不清楚骨修复时不同细胞群体的聚集、定位和协调控制的机制, 各种细胞因子或生长因子的细胞网络怎样工作, 以及如何有效地补充所需要的外源性骨生长因子等。细胞生物学面临着如何在体外调控骨细胞的生长、增殖, 使其正常分泌基质; 如何建立大规模的细胞培养系统等。随着科技的飞速发展, 免疫消除、生物仿制、基因治疗等都有可能取得突破性的进展。不过总的看来, 骨修复材料的研究方兴未艾, 前景十分广阔。

参

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复了兔桡骨节段性缺损, 说明了TGF- 在体内的促进成骨作用。体外实验还表明: 转化生长因子可刺

激间充质细胞的增殖与分化, 促进成骨细胞和成软骨细胞的增殖, 抑制破骨细胞的生成及其生物活性。据此, 理想的骨移植材料应该是适宜的载体/BM P W orch H , Sch arnw eber D . Biolog ization of titanium m aterials . Opportunities of materials science at th e in terface of life an d in-ert matter. Z M etallkd, 1998; 89(2) :153

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(收稿:2000-08-30　　修回:2001-02-15)

Journal of Or-