生物陶瓷材料性能研究現(xiàn)狀文獻(xiàn)綜述生物陶瓷材料作為第三代人工骨缺損修復(fù)材料，直接與人體發(fā)生作用ADDINNE.Ref.{F46BA321-A97B-4435-81E1-361FE0D23369}[59]，因此當(dāng)材料植入人體時(shí)，不僅要與植入部位的原生骨力學(xué)性能相似，替代原骨起到支撐、保護(hù)作用，還要適應(yīng)體內(nèi)生理環(huán)境，并促進(jìn)新骨生成。因此，對生物陶瓷支架的力學(xué)性能和生物活性的研究一直是國內(nèi)外研究的熱點(diǎn)和重點(diǎn)。1.1生物陶瓷材料力學(xué)性能人體內(nèi)從皮質(zhì)骨到松質(zhì)骨，骨的力學(xué)性能變化范圍很大。皮質(zhì)骨的楊氏模量在15-20GPa之間，而松質(zhì)骨的楊氏模量在0.1-2GPa之間，皮質(zhì)骨的抗壓強(qiáng)度在100-150MPa之間，而松質(zhì)骨的抗壓強(qiáng)度在2-20MPa之間ADDINNE.Ref.{6A700303-FDFF-495B-BD63-7A5757EF4BAC}[60]。因此不同修復(fù)部位的生物陶瓷對力學(xué)性能的要求差別較大。由于材料本身的性質(zhì)、燒結(jié)工藝、樣件孔徑等因素的差異，不同種類生物陶瓷的力學(xué)性能也大不相同。MonashUniversity的Boonlom等ADDINNE.Ref.{5047E17F-184E-436D-8791-92576D3345D6}[61]人采用DLP技術(shù)制備了孔徑在550-870μm的45S5BG支架，其抗壓強(qiáng)度可以達(dá)到2.2-9.2MPa，符合松質(zhì)骨抗壓強(qiáng)度的要求，適用于強(qiáng)度較低的骨缺損修復(fù)，但不能用于承重骨部位。另一種廣泛應(yīng)用的生物陶瓷材料β-TCP的力學(xué)強(qiáng)度也較低，LauraKerr等ADDINNE.Ref.{A6EAB8B2-0D91-432F-86DF-D7E3A4122B5D}[62]采用DLP技術(shù)制備了孔徑在600-700μm的β-TCP支架，但是其抗壓強(qiáng)度只有0.47-0.81MPa，也無法滿足承重骨部位的缺損修復(fù)。同時(shí)生物陶瓷的力學(xué)性能不僅與材料本身特性相關(guān)，而且與樣件孔徑也有很大關(guān)系。其中不同體系生物陶瓷材料孔徑及其相關(guān)力學(xué)性能如下表1.5所示：表1.5不同種類生物陶瓷材料孔徑及其對應(yīng)壓縮強(qiáng)度ReferenceMaterialsCompressivestrength（MPa）Poresize（μm）Boonlometal.ADDINNE.Ref.{DF2319A1-5C3C-4FBA-B96A-D4BA5D03E1E7}[61]45S5BG2.2-9.2550-870Chenetal.ADDINNE.Ref.{19FFA71A-EB07-41EA-AE56-ED7E7172407C}[9]45S5BG0.27-0.42510-720Lietal.ADDINNE.Ref.{B8DB4FA5-53C1-43C7-967C-EED96AF6CBF3}[63]45S5BG0.1-0.2200-550Kolanetal.ADDINNE.Ref.{E827156A-5A0C-451D-A9FC-9B6DC929EA5C}[64]13-93BG20300Fuetal.ADDINNE.Ref.{0FFE118B-3BAE-4561-BA21-76FB1E8ECB26}[65]13-93BG10-12100-500Zhaoetal.ADDINNE.Ref.{106E190C-1C53-4ABF-8322-F18873E5A9AA}[66]Sr-MBG6.8-10.5400Shaoetal.ADDINNE.Ref.{C01BB972-DA70-44D2-A67E-C94FBFB32725}[27]Csi-BG38-45350-400Boaninietal.ADDINNE.Ref.{79C69846-8DAA-4FB7-BF10-0D1365B1C86D}[67]CaP3.6-9480-620Caietal.ADDINNE.Ref.{CD0D5CAB-6737-4A71-B48C-9E7EE9098110}[68]β-TCP1-2.5100-500Paredesetal.ADDINNE.Ref.{6D0D6DA6-0D60-4939-A5A6-0927EA893F68}[69]β-TCP9-15300-700Vomdranetal.ADDINNE.Ref.{39BACFC5-625E-43A3-B88C-3BCF7FB1630B}[53]β-TCP3.4-7.4500Wuetal.ADDINNE.Ref.{1B57AE9A-75F4-451E-A37C-00EFA061C7AC}[70]CaSiO33.3-3.571100Varnaetal.ADDINNE.Ref.{999F24A0-6193-41EF-AAED-DD1AE6E5978D}[71]HA155-159100-700Woodardetal.ADDINNE.Ref.{51F00744-3FD1-4192-A58F-708F1027BC3A}[72]HA23.2-31.6250-350從表中可以看出，不同生物陶瓷材料壓縮強(qiáng)度相差較大，但大多在12MPa以下。許多研究工作表明，單一材料制備的支架力學(xué)性能較差，因此不少學(xué)者通過摻雜元素或多種生物陶瓷材料復(fù)合的途徑來改善其力學(xué)性能ADDINNE.Ref.{BBE8DD9A-5ABF-4788-BCEA-F30E0775A180}[73]。Zhao等ADDINNE.Ref.{0BA2B5A6-A7D7-4167-A46C-D8BD50772F1C}[66]通過向BG中添加Sr元素，成功制備了孔徑在400μm左右的了Sr-MBG支架，其壓縮強(qiáng)度可達(dá)6.8-10.5MPa，相比于純的MBG支架，壓縮強(qiáng)度提高了3倍。而Fielding等ADDINNE.Ref.{72A027E6-4B23-40D4-929B-64C2CA4931DC}[74]人通過在β-TCP中摻雜二氧化硅和氧化鋅，制備了β-TCP復(fù)合支架，由于摻雜成分起到強(qiáng)化、韌化的作用，增加了變形抗力，其力學(xué)強(qiáng)度是純β-TCP支架的3.5倍。Shuai等ADDINNE.Ref.{6C9BB0F2-B159-4FB9-A447-73F93E471956}[75]人在硅酸鈣中摻雜石墨烯，發(fā)現(xiàn)石墨烯摻雜在0.5w%上時(shí)，復(fù)合材料支架的抗壓強(qiáng)度可達(dá)42.45MPa，是純硅酸鈣支架的2.4倍。Shao等ADDINNE.Ref.{C08899CE-4DED-48F4-8BEA-2A0CFA26EF0D}[27]人通過向BG中摻雜CSi，制備了孔徑在350-400μm的復(fù)合支架，其抗壓強(qiáng)度可以達(dá)到38-45MPa接近于皮質(zhì)骨的抗壓強(qiáng)度，可以滿足部分承重骨的使用要求?？梢钥闯?，通過摻雜手段可以使生物陶瓷支架的力學(xué)性能得到大幅提升，但與皮質(zhì)骨（100MPa）仍有一定的差距。另一種提高生物陶瓷力學(xué)性能的途徑是通過孔道結(jié)構(gòu)的設(shè)計(jì)。有研究表面，陶瓷的強(qiáng)度不僅與樣品孔徑有關(guān)，還與孔道結(jié)構(gòu)和孔的取向有關(guān)ADDINNE.Ref.{90DE0BE5-8093-429B-8DFD-4273BB675F3B}[76]。Shao等ADDINNE.Ref.{4239CE9F-EAA1-4C43-99A8-E0D005AB501A}[27]通過設(shè)計(jì)不同的孔道結(jié)構(gòu)如圖1.11所示：圖1.11不同孔道結(jié)構(gòu)其中，蜂窩型結(jié)構(gòu)的壓縮強(qiáng)度是其他幾種結(jié)構(gòu)的2-3倍，可以達(dá)到85MPa，接近皮質(zhì)骨的抗壓強(qiáng)度。這是由于蜂窩型結(jié)構(gòu)的孔洞在Z方向上相通，在X、Y方向上不相通，導(dǎo)致孔具有明顯的取向性，提高了其力學(xué)性能。綜上可以看出，相比于人體原骨，生物陶瓷材料的支架力學(xué)性能普遍偏低，但是通過材料的復(fù)合、孔洞大小的控制、孔道結(jié)構(gòu)的設(shè)計(jì)等途徑，支架的力學(xué)性能可以得到大幅度提升，完全可以滿足顱骨、頜骨等部位的修復(fù)要求，是一種理想的替代材料。1.2生物陶瓷材料生物活性理想的生物陶瓷支架要求具備良好的生物相容性，當(dāng)材料植入體內(nèi)后，不出現(xiàn)全身或局部毒副反應(yīng)，同時(shí)具有骨傳導(dǎo)性，細(xì)胞能在其上粘附、增殖和形成細(xì)胞外基質(zhì)ADDINNE.Ref.{9CD2C78E-B4C7-45E1-B964-90512D0E6E59}[59]，還必須具有骨誘導(dǎo)性，可以誘導(dǎo)新生骨形成，同時(shí)要具備良好的生物可降解性ADDINNE.Ref.{86747C56-2180-4678-87A1-B8190F6F8763}[77]，并且要求材料的降解速率與新生骨的生成速率相匹配，且材料降解產(chǎn)物沒有毒性ADDINNE.Ref.{5EDD9AF3-356F-4636-8371-C1366B8AF105}[78]。因此，對生物陶瓷支架的生物活性有很高的要求。不同的生物陶瓷相互之間的生物相容性相差較大。Kerr等ADDINNE.Ref.{B7D45FD8-5A40-4453-B35F-77C6937B622D}[62]人研究發(fā)現(xiàn)，純BG支架的細(xì)胞活性要優(yōu)于純TCP支架，如圖1.12所示，72h后純BG、純TCP及二者復(fù)合支架的細(xì)胞活性都要遠(yuǎn)優(yōu)于空白對照組，表明這幾種生物陶瓷支架具有良好的生物相容性，有利于細(xì)胞增殖、分化，促進(jìn)成骨細(xì)胞的生成。而對比單一材料可以看出，純BG支架的生物活性要遠(yuǎn)優(yōu)于純TCP支架，這是因?yàn)锽G支架的孔隙率高，適合細(xì)胞的增殖、分化。圖1.12不同組分細(xì)胞活性隨時(shí)間的影響并且在滿足生物相容性的同時(shí)，生物陶瓷材料在體內(nèi)的降解速率要與新骨生成速率相匹配。研究表明，TCP材料在體內(nèi)的降解速率慢于新骨生成速率，而BG材料的降解速率快于新骨生成速率，為滿足材料降解速率與新骨生成速率相匹配，可以通過兩種材料按一定比例混合，這樣可以有效控制復(fù)合支架的降解速率，達(dá)到與新生骨速率相匹配。另一種有效的途徑是在生物陶瓷材料中摻雜元素。Huang等ADDINNE.Ref.{58B4FC89-C4B2-476D-86EF-A61917FF2CC2}[79]通過向BG材料中添加Zn元素，制備的復(fù)合支架在體外降解實(shí)驗(yàn)中發(fā)現(xiàn)，隨著材料的降解，釋放的Zn2+不斷抑制Ca2+的釋放，有效減少表面羥基磷灰石的形成，降低了BG支架的降解速率，這樣通過控制Zn元素的摻雜量，可以控制BG支架的降解速率，使其與新骨生成速率相匹配，如圖1.13所示：圖1.13不同組分BG支架分別浸泡SBF（a）、Tris-HCl（b）溶液中失重率隨時(shí)間變化一些學(xué)者通過對支架進(jìn)行體內(nèi)植入前的預(yù)處理來改善材料的成骨性能。Liu等ADDINNE.Ref.{CB5F30B9-3B28-4E9F-93B2-4870716C4242}[80]通過把13-93生物玻璃支架在磷酸溶液中浸泡一段時(shí)間，使樣品表面沉積羥基磷灰石層，在植入六周后發(fā)現(xiàn)，浸泡1,3,6天后的支架，新生骨占支架內(nèi)孔比例分別到達(dá)了46%、57%和45%，而沒有經(jīng)過處理的支架只占32%，大大提高了其成骨能力，如圖1.14所示：圖1.14不同處理?xiàng)l件支架新生骨占比圖可以看出，相比于前幾代骨修復(fù)材料，生物陶瓷材料的生物活性更好，可以實(shí)現(xiàn)從植入物緩慢降解到新骨生成替代的過程，滿足骨修復(fù)替代材料的要求，并且多種生物陶瓷復(fù)合材料支架可以控制降解速率、提高生物活性，使得與原骨更好的匹配，是一種極具研究價(jià)值的骨修復(fù)替代材料。參考文獻(xiàn)[1]CampanaV.,MilanoG.,PaganoE.etal.Bonesubstitutesinorthopaedicsurgery:frombasicsciencetoclinicalpractice[J].JournalofMaterialsScienceMaterialsinMedicine,2014,25（10）:2445-2461.[2]TLMueller,AJWirth,vanLentheGH.Mechanicalstabilityinahumanradiusfracturetreatedwithanoveltissue-engineeredbonesubstitute:anon-invasive,longitudinalassessmentusinghigh-resolutionpQCTincombinationwithfiniteelementanalysis[J].JournalofTissueEngineering&RegenerativeMedicine,2011,5（5）:415-420.[3]StevensonSharon,EmerySanfordE.,GoldbergVictorM.Factorsaffectingbonegraftincorporation[J].ClinOrthop,1996,324:66-74.[4]RanJiabing,HuJingxiao,SunGuanglinetal.Anovelchitosan-tussahsilkfibroin/nano-hydroxyapatitecompositebonescaffoldplatformwithtunablemechanicalstrengthinawiderange[J].InternationalJournalofBiologicalMacromolecules,2016,93（PtA）:87-97.[5]BerroneM.,AldianoC.,PenteneroM.etal.Correctionofamandibularasymmetryafterfibulareconstructionusingacustom-madepolyetheretherketone(PEEK)onlayafterimplantsupportedocclusalrehabilitation[J].ActaOtorhinolaryngologicaItalicaOrganoUfficialeDellaSocietàItalianaDiOtorinolaringologiaEChirurgiaCervicoFacciale,2015,35（4）:285-288.[6]ChengAlice,HumayunAiza,CohenDavidJ.etal.Additivelymanufactured3DporousTi-6Al-4Vconstructsmimictrabecularbonestructureandregulateosteoblastproliferation,differentiationandlocalfactorproductioninaporosityandsurfaceroughnessdependentmanner[J],2014,6（4）:45007.[7]HenchLarryL.,PolakJuliaM.Third-GenerationBiomedicalMaterials[J].Science,2002,295（5557）:1014-1017.[8]OAteJ.I.,CominM.,BracerasI.etal.Wearreductioneffectonultra-high-molecular-weightpolyethylenebyapplicationofhardcoatingsandionimplantationoncobaltchromiumalloy,asmeasuredinakneewearsimulationmachine[J].Surface&CoatingsTechnology,2011,142（none）:1056-1062.[9]ChenQizhiZ.,ThompsonIanD.,BoccacciniAldoR.45S5Bioglass(R)-Derivedglass-ceramicscaffoldsforbonetissueengineering[J].Biomaterials,2006,27（11）:2414-2425.[10]OhgushiH.,YoshikawaT.,HastingsG.W.,Bioceramics:Volume12[M]:WORLDSCIENTIFIC，1999[11]PolakJuliaM.Third-GenerationBiomedicalMaterials[J].Science,2002,295（5557）:1014.[12]KatariR.S.,PelosoA.,OrlandoG.Tissueengineering[J].Advancesinsurgery,2014,48（1）:137-154.[13]GreenleeT.K.Bondingmechanismsattheinterfaceofceramicprostheticmaterials[J].JournalofBiomedicalMaterialsResearch,1971,5[14]BlackwellR.D.,JohnstonW.J.Aforecastforthefuture[J].TheInternist,1983,24（3）:10-12.[15]HenchL.L.,PaschallH.A.Histochemicalresponsesatabiomaterial'sinterface[J].JournalofBiomedicalMaterialsResearch,2010,8（3）:-.[16]BlenckeB.A.,PfeilE.,BrmerH.etal,Implantateau