促骨再生磷酸钙材料的性能及研究进展

顾芯铭,辛 然,周延民*

(1.吉林大学口腔医院 种植中心，吉林 长春130021;2.吉林大学中日联谊医院，吉林 长春130033)

*通讯作者

促骨再生磷酸钙材料的性能及研究进展

顾芯铭1,辛 然2,周延民1*

(1.吉林大学口腔医院 种植中心，吉林 长春130021;2.吉林大学中日联谊医院，吉林 长春130033)

在中国每年因肿瘤、炎症、外伤及先天因素造成的骨缺损患者为数众多，如何帮助患者解除痛苦，更好的修复骨缺损，维持功能与美观，是我们努力的方向。

治疗骨缺损的方法主要包括自体骨移植、同种异体骨移植、异种骨移植及人工合成材料植入。自体骨因其良好的骨诱导性和骨传导性，被称为骨修复的“金标准”，但它也存在来源有限、修复范围局限、存在供区创伤等缺点。同种异体骨和异种骨可在一定程度上避免以上弊端，但会出现移植后排斥反应，以致远期疗效不如自体骨。

现今，越来越多的天然或合成的磷酸钙生物材料被生产，并广泛用于牙科和整形外科中。天然的磷酸钙材料可来自牛骨、珊瑚或海藻。合成的磷酸钙材料有羟基磷灰石(Hydroxyapatite，HAP)、磷酸三钙(Tricalcium Phosphate，TCP)、双相磷酸钙(Biphasic Calcium Phosphate，BCP)，磷酸钙骨水泥(Calcium Phosphate Cement,CPC)等。磷酸钙的化学组成、表面形貌、宏/微孔隙和溶解动力学等，决定了它们的生物相容性、骨传导性和骨诱导性。本文将针对骨的性能、磷酸钙材料的仿生性能、及羟基磷灰石、磷酸三钙、双相磷酸钙、磷酸钙骨水泥等主要的骨诱导材料进行综述。

1 骨

骨是由骨组织、骨膜和骨髓等构成的坚硬器官，在机体中主要起支持、运动和保护作用。骨组织是骨结构的主体，它是由生物矿物、蛋白基质、非胶原有机物和水等共同组成的[1]。矿物相占骨质量的65%-70%，水占5%-8%，其余部分为有机组分。其中有机组分的主要成分是胶原蛋白[2-4]。骨组织可分为密质骨和松质骨两种，成人骨中80%为密质骨，20%为松质骨。密质骨常见于长骨的骨干和扁平骨的表层，是光滑、致密、有连续性的结构；松质骨则是由大量针状或片状的骨小梁相互连接而成的多孔网架结构。密质骨内胶原纤维环绕血管间隙呈同心圆排列；松质骨内胶原纤维与骨小梁的纵轴平行排列。胶原纤维与矿化基质的结合使骨具有高弹性模量和压缩强度，低的拉伸和剪切强度[5]。骨重要的理化性质包括：孔隙间相互连接，生物可降解性，生物活性，骨传导性和骨诱导性。骨孔隙的大小和相互连接对血管形成、营养和细胞扩散、组织长入是是必不可少的。骨的结构和成分允许细胞附着、迁移、增殖、分化，并促进骨的形成、修复、再生。

2 磷酸钙材料的仿生性能

2.1 蛋白吸附

蛋白质吸附对细胞结合、增殖和分化有重要意义。它受生物材料表面性能、离子环境、蛋白结构和化学性能影响[6]。表面粗糙度主要受CPC晶体、颗粒大小影响[7]。小于100 nm的表面特征尺寸(如晶粒大小)的蛋白吸附效果较大于100 nm的好[8]。孔径大小在20 nm-500 μm，以及表面有带电基团(如羧基、羟基)的CPC材料，都能显著提高蛋白吸附效果[9]。Zhu等指出蛋白吸附还取决于PH和水溶液的离子强度[10]，研究表明离子浓度的增加和可溶CPC(如无定形磷酸钙，Amorphous calcium phosphates，ACP)表面PH的改变促进蛋白吸附。

2.2 孔隙间相互联系

孔隙间相互联系可以为组织向内部生长提供氧气和营养；允许更多的细胞进入和血管形成；为植入材料和组织的良好接触提供更大的内部面积[11]。孔隙的产生可通过添加成孔剂、采用合适的烧结温度和程序等方法。例如，合成HA、BCP、β-TCP中的孔隙是通过添加成孔剂(如萘，过氧化氢，聚合的致孔剂)或使用发泡方法产生的[12]。磷灰石在1 200℃烧结得到的微孔率明显低于1 000℃的，晶体大小也有显著改变[13]。

2.3 生物降解力

2.4 生物活性

生物活性是由Hench等在特殊硅基生物活性玻璃中首次发现的，它是指材料直接与新骨相连的性能。新骨与生物活性材料的联系是通过两者之间的CHA层。磷酸钙材料表面的CHA层能吸附蛋白，使骨细胞依附其上、移动、增殖、分化，引起生物矿化[13]。在体外CHA层发生在蛋白质存在(如在血清中)或缺乏蛋白质下(如在矿化溶液或SBF中)。在体内与细胞活性相关的酸性环境能导致磷酸钙部分溶解，释放钙离子和磷酸盐离子到微环境中，从而形成CHA沉淀。磷酸钙材料表面的CHA纳米晶体的量与其溶解性能相关。例如，珊瑚HA溶解度比合成HA高，当两者浸入胎牛血清后，会发现珊瑚HA上有更多的CHA。

2.5 骨传导性

骨传导性可在骨移植物中见到，新骨在其表面或进入内部孔隙生长的性质[11]。磷酸钙材料表面的CHA层可作为引导新骨形成的支架。所有的生物活性材料都有骨引导性。

2.6 细胞反应

细胞能接触和吞食磷酸钙材料，导致它们在体内外的生物降解[14]。磷酸钙材料允许成骨细胞附着、增殖、分化。分化的成骨细胞可产生I型胶原、碱性磷酸酶、蛋白聚糖和基质蛋白，骨的形成由此开始[15]。细胞反应受磷酸钙成分的影响，比如含锌的TCP、含氟磷灰石或CFA可抑制破骨活动。一些因素诸如表面粗糙度，颗粒大小也能影响细胞对磷酸钙材料的反应。

3 骨诱导性磷酸钙材料

骨诱导和骨诱导性是两个不同的概念，前者是指来自植床周边宿主结缔组织中的可诱导成骨前体细胞，在诱导因子的作用下产生骨原细胞，经成骨细胞形成新骨的过程。后者则是材料直接诱导间充质细胞分化为骨原细胞、成骨细胞，进而形成骨组织的性能。具有骨诱导性的磷酸钙材料在没有成骨因子的非骨环境中也具有激发骨生成的能力，这样的磷酸钙材料包括多孔的合成HA、珊瑚HA、β-TCP、多孔的BCP，磷酸钙骨水泥和OCP作涂层的钛合金[13]。当前，磷酸钙骨诱导性的确切机制仍是未知[16]。

3.1 羟基磷灰石

羟基磷灰石，化学式是Ca10(PO4)6(OH)2，钙磷比为1.67，属生物活性材料，它的成分与骨矿物质最接近，因而在骨再生中应用广泛[17]。另外HAP还有良好的生物相容性、化学稳定性、骨传导性、骨诱导性，及较高的抗压强度和弹性模量。但也存在力学性能较差、脆性大的缺点。

为了改善HAP力学性能差的特点，人们首先展开了致密 HAP 的研究。它有较小的表面显气孔率，孔径大小为80 μm，具有较好的机械性能。但因其脆性高，骨诱导能力差，应用范围局限。

近年来，由于多孔羟基磷灰石良好的与宿主骨结合能力和骨诱导性，被认为是一个很好的骨替代品。新骨能进入孔隙中并与已存在的骨结合，使得多孔HA与骨联系紧密[18]。骨诱导的最佳孔隙大小是300 μm，但是50 μm就足够了。孔隙大小在500 μm的HA比200 μm的骨诱导效果更好[19]。但大孔隙也降低了HA的力学性能。孔隙的选择是比较主观的，取决于对骨诱导和力学性能之间需要的平衡。因此选择一个适度的大小，如100 μm，可同时保证其骨诱导能力和力学性能[20]。

3.2 磷酸三钙

据LeGeros等[21]报道,在1920年Albee最先采用了一种当时认为是磷酸三钙的材料，用于骨缺损的修复，并促进新骨形成。TCP的钙磷比为1.50，与骨的无定形生物前体相似[22]。TCP可分为α-TCP和β-TCP，它们的化学成分相同，但晶体结构不同。前者结晶属单斜晶系，后者属于菱形晶系。它们不同的结晶特点决定了不同的溶解性，α-TCP溶解性大于β-TCP[23]。两者均不如HAP稳定，但溶解度较高。当加热到1125℃时，β-TCP可转变为α-TCP。由于α-TCP的不稳定性和细胞毒性，使其应用收到了限制[24]。α-TCP可以通过水热法转变成磷灰石[25]。β-TCP有骨引导性，骨诱导性，良好的生物相容性，将其植入体内后无明显的毒性和副作用，且降解性明显优于HA，因此，β-TCP是可降解生物陶瓷材料的典型代表。β-TCP可通过沉淀、水解、水热法或固化反应制得[13]。目前限制β-TCP陶瓷应用的主要问题是强度低，降解速度过快，骨修复作用尚未完成即已降解完毕，丧失了其骨修复的作用。因而，β-TCP通常难以作为承力部位的骨修复材料，在临床上主要用于治疗颌面部的骨缺损、填补牙周的空洞、与有机或无机材料复合制作人造肌腱及复合骨板，还可作为药物的载体[26]。为降低β-TCP的溶解度，可加入镁离子或锌离子[13]。

3.3 双相磷酸钙

1975年Nery等将“磷酸三钙”应用于在动物牙周创伤修复，这种“磷酸三钙”通过X光衍射被证实实际上是HA和β-TCP的混合物。10年后，LeGeros对BCP进行了首次详细阐述。

BCP是由低溶解度和骨传导性的磷灰石与溶解度较高、有骨诱导性的相(如TCP)结合的双相陶瓷[27]。BCP可通过物理方法将HA和β-TCP混合，或化学方法高温烧结缺钙磷灰石产生[28]。BCP的降解与HA/β-TCP有关，比例越高，降解速率越低。在HA/β-TCP比例相同的情况下，材料的降解性大小取决于孔隙结构。孔隙率越大，孔连通性越好，材料的降解性能就越好，也就可以为新骨形成提供更多的钙磷源，使新骨长入和替换有足够的空间。

BCP表面可形成类骨磷灰石(CHA)，它是磷酸钙材料在体内产生骨诱导和骨质再生的前提条件[29]。CHA形成的量与HA/β-TCP的比例有关，比例越低，CHA纳米晶体量越多。

3.4 骨水泥

1985年，Brown等人首次报道了CPC。它是通过固液两相之间的化学反应得到的，固相包括一种或多种磷酸钙成分，如磷酸三钙、磷酸四钙、无水磷酸钙、二水磷酸钙等磷酸钙盐；液相是水或含钙磷的溶液，也可为血液、血清、蒸馏水等。

CPC优点：(1)良好的生物相容性和生物安全性。CPC固化后可形成HA晶体，在组成和结构上与骨组织的无机成分相似，因此对机体无毒性、无刺激作用。(2)具有可塑性，可通过注射CPC的方式修复骨缺损，在一定程度上减少临床操作时间。聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)也有这样的特性，但PMMA的固化过程会大量放热，易损伤周围组织，而CPC只是轻微放热。(3)良好的骨引导性：CPC本身无成骨作用，但可通过孔性结构为细胞提供较大的粘附面积，促进细胞增殖和分化，诱导骨组织快速形成，为新生骨组织的营养交换和废物排出提供通道。

CPC的缺点主要是机械强度不足，表现为脆性大，抗压及抗弯曲强度较低，其最大抗压强度多为30-50 MPa。在临床上，CPC可用作根管充填材料、髓室底穿孔后充填材料、根尖诱导成形术和牙槽骨缺损修复等方面。

4 结语

骨修复材料的研究始于四十几年前。数以千计的研究，一直致力于寻找理想的骨修复材料的，但迄今未能找到和人骨的机械性能、生物性能一样优越的材料。羟基磷灰石有良好的生物活性、生物相容性，但溶解度低、力学性能较差、强度低、脆性大。磷酸三钙有骨引导性，骨诱导性，良好的生物相容性，降解性明显优于HA，但其强度低，降解速度过快，骨修复作用尚未完成即已降解完毕，丧失了其骨修复的作用。磷酸钙骨水泥虽生物性能好、可被注射、有多孔结构，但脆性大，抗压及抗弯曲强度较低，降解速度与固化时间也难以控制。

理想的骨修复材料应为可再吸收的，具有骨诱导性，机械强度如皮质骨。就目前来看，这样的材料很可能会含有大量的陶瓷组分，最有可能是磷酸钙。但是关于磷酸钙的合成和性能方面仍存在很多未知，尚需进一步的研究。

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