多孔金属骨组织支架的研究进展

杨伽捷，朱裕昌，杨春喜

(1.上海市第十人民医院关节外科，上海 200072；2.南京医科大学，江苏 南京 211166)

临床上由于创伤、肿瘤、感染、手术等所造成的骨缺损很常见，常需要植骨修复[1]。传统的骨移植方法包括自体骨移植和异体骨移植两种。自体骨移植多采用患者自身髂骨，虽然免疫反应低，但供体有限，且增加患者的痛苦[2]。异体骨移植虽然不受大小形状数量等限制，但存在较强免疫反应。近年来，骨组织工程作为一种重要的替代措施，它的兴起为解决这些难题提供了希望。目前，用于骨组织工程的支架材料有很多，主要有各种金属[3]、陶瓷[4]及高分子聚合物材料等[5]，但这些材料在生物相容性、生物活性、生物可降解性、与宿主骨的力学匹配性和使用寿命等方面各有优缺点。金属因其高强度、高负重能力、形状记忆、惰性、超弹性等优点应用于骨组织工程，常见的金属支架有钽、钛、钛镍合金、镁等，不同的金属因其密度、强度、制作方法不同，所制作的支架性能也不同。本文现对金属骨组织支架的研究进展综述如下。

1 金属骨组织支架的分类

1.1 钽金属支架 钽金属具有高熔点、高强度、抗磨损、延展性好、耐腐蚀等物理和化学性质，另外，由于钽金属还拥有相对惰性和对机体组织无毒害等生物性质，成为了骨组织工程的理想植入材料[6]。固态钽金属的弹性模量相对较高，约为185 GPa，与多孔碳骨架结合后其弹性模量显著降低，约为3 GPa，介于松质骨(0.1～0.5 GPa)和皮质骨(12～18 GPa)之间[7]。多孔钽以聚亚安酯前体进行热降解得到的碳骨架为支架，将商业纯钽通过化学蒸汽沉淀、渗透的方法结合到碳骨架上形成多孔钽支架[8]。有研究表明，多孔钽在显微镜下结构如同松质骨，其孔隙大小在400～600μm，孔隙率高达75%～85%[9]。Zardiackas等[10]对用于骨生长的多孔钽金属支架进行测定，其抗压强度为(60±18)MPa，抗拉强度为(63±6)MPa，抗弯强度为(110±14)MPa。多孔钽支架孔隙率高，孔隙大，生物力学性能好，所具有的三维多孔结构利于成骨细胞黏附、分化和生长，促进骨长入，促进骨组织再生和重建。Liu等[11]研究发现，小鼠胚胎干细胞在3D结构多孔钽金属支架环境下培养较传统2D组织环境下的分化效率更高。Matthay等[12]通过实验证实，清除钽的吞噬细胞在接触钽后生存力和代谢无明显影响，这说明钽没有生物毒性。目前，多孔钽已经运用于临床，被设计成关节假体[13]、脊柱融合装置及软骨支架[14]，早中期效果令人满意，但长期效果还需进一步研究。虽然钽金属耐磨性和生物相容性好，但是其价格很昂贵，且其强氧化性和高熔点导致加工成本及加工难度高，极大限制了它作为移植材料的应用。但也有研究表明，钽金属粉末可以通过选择性激光熔化技术可得到单元结构为正十二面体、孔隙率达80%的3D结构多孔钽金属支架，但是材料成本也很高[15]。今后是否能更好地利用钽金属，克服加工困难，制作成各种多孔支架，还需要更深入的探索。

1.2 钛金属支架 钛金属拥有很好的抗腐蚀性，密度小、无磁性以及有金属中最高的强度/重量比，而且钛及钛合金材料有良好的生物力学性能和生物相容性，被广泛用于骨植入物领域[16]。纯钛的弹性模量约为108GPa，钛合金的弹性模量约为皮质骨的6倍，长期植入时会产生应力屏蔽效应(随时间推移，骨由于机械张力下降而萎缩且植入部位骨折)，导致生物力学失效。多孔钛支架相比致密钛有较低的弹性模量。El-Hajje等[17]利用聚乙烯醇作为黏结剂，通过3D打印制造出多孔钛支架，孔隙率为32.2%～53.4%，压缩模量为0.86～2.48 GPa，降低了弹性模量，同时其拉伸模量、压缩模量、罗氏强度接近于松质骨，但抗断强度远高于骨组织。目前已经可以通过3D打印等方法制作出大孔径钛支架。有研究利用3D打印技术得到一种多孔Ti6Al4V支架，孔隙大小为640 μm，孔隙率达73%[18]。Nover等[19]研究证实多孔钛支架有骨相似的弹性模量，同软骨组织相比拥有相似甚至更高的生物相容性及力学性能。Van Bael等[20]通过对多种多孔钛支架的检测及细胞试验，发现多孔钛支架的机械强度、生物相容性同其孔隙率、孔径大小及支架结构有关。Li等[21]用成骨细胞检测钛及钛合金的细胞毒性，发现钛的细胞毒性和其离子浓度有关，安全浓度为8.5 mg/L，在体内几乎无毒性。有研究通过多种金属的生物相容性检测，认为钛及钛合金是无细胞毒性的[22]。但是也有研究认为钛金属植入物释放的钛金属离子会加强巨噬细胞释放炎性细胞因子，促进破骨细胞分化，导致骨质吸收[23]。近来研究认为钛纳米颗粒会导致显著的细胞毒性，包括DNA损伤[24]。临床上，钛金属支架已经应用于口腔医学[25]，如用于颌骨的修复；在骨外科领域，全髋关节置换术中应用了多孔钛金属髋臼杯，有研究通过随访证实了其可行性[26]。如何制造出高孔隙率、合适孔径、低弹性模量、足够抗压强度、满足人体骨组织修复替代需求的多孔钛支架，并且更多地运用于临床，还需要进一步研究观察。

杨伽捷，朱裕昌，杨春喜.多孔金属骨组织支架的研究进展[J].实用骨科杂志，2018，24(2)：148-152.

1.3 钛镍合金支架 钛是金属植入材料最常用的一种，但是它的弹性模量太高，会导致屏蔽效应。钛镍合金拥有低弹性模量、高阻尼能力及形状记忆能力，使它具有很大的发展能力成为下一代骨修复金属支架。Neurohr等[27]用造孔剂技术制得多孔钛镍合金支架，孔径大小达350～400 μm，弹性模量接近皮质骨。Li等[28]用钛镍合金粉同聚乙烯醇混合，以聚氨酯海绵作为原始支架，浸以上述混合物，烧结制得钛镍合金支架。所得支架拥有65%～72%的孔隙率，孔径大小为250～500 μm，抗压强度达73 MPa，弹性模量为3 GPa，同松质骨相近。Hoffmann等[29]用选择性激光熔化技术制造出一种钛镍合金支架，进行间充质干细胞培养，同钛支架比较，发现钛镍合金支架拥有更佳的生物力学性能，其形状记忆、对植入处刺激再生等特点对快速恢复及临床有深远意义。同时该研究对MG-63细胞的生存力分析，证明钛镍合金无细胞毒性。钛镍合金具有良好的生物安全性和相容性，在骨组织工程中，具有三维孔隙结构的钛镍合金支架对成骨细胞的黏附、分化和增殖，以及组织的再生和重建非常有利，并且多孔钛镍合金支架良好的生物力学性能提供了植入材料的稳定性，其形状记忆的特性及此特性的作用还需要进一步研究。

1.4 镁金属支架 镁及其合金具有接近人类骨组织的力学性能、与人体良好的生物相容性能以及生物可降解吸收等特点，被建议成为骨组织工程的金属支架[30]。Cheng等[31]制作了两种不同孔径大小(分别为250 μm和400 μm)的多孔镁金属支架，其孔隙率分别达(54.78±2.67)%和(54.31±3.10)%，并且两种支架的抗压强度分别达到(41.2±2.14)MPa和(46.3±3.65)MPa，杨氏模量分别为(2.18±0.06)GPa和(2.37±0.09)GPa，拥有较好的力学性能。Tsai等[32]使用激光烧结技术制作了具有3D结构的镁-硅酸钙骨组织工程支架，这些支架拥有高孔隙率以及互相连通的大孔径结构，细胞实验证实此支架具有促进人类间充质干细胞成骨分化的作用。镁离子在许多细胞生物过程中发挥关键作用，研究表明镁离子在5 mmol/L浓度时可以提高成骨细胞的迁移性和侵袭性，而镁离子在10 mmol/L浓度时也无明显的细胞毒性[33]。镁作为人体骨细胞活动的基本要素之一，相比其他金属，它的优点在于可以作为生物可降解支架在人体内溶解、逐渐消耗或者被吸收，但是镁的不足之处在于它的耐蚀性差，镁迅速产生的氢气可以导致碱中毒并且导致组织延迟愈合[34]。基于镁的生物材料因其独特的力学性能、生物可降解性以及生物相容性等特点，成为骨组织、血管及其他组织损伤再生的最有前途的替代品，但是镁金属支架的快速降解率限制了其在临床的广泛应用[35]。如何通过设计镁金属支架的多孔结构以及表面特性，从而控制其降解速率，值得更好地深入研究。

2 金属骨组织支架的制备方法

2.1 造孔剂技术 造孔剂技术就是在材料中添加造孔剂，利用造孔剂在胚体中占据一定的空间，然后经过烧结，造孔剂离开基体而形成气孔制作多孔支架。有研究利用球形尿素微粒作为造孔剂，微粒直径分别选用0.56 mm、0.8 mm和1.0 mm，通过调整Ti6Al4V和造孔剂的含量制作不同孔隙率的多孔钛支架[36]。通过这种技术制作的多孔金属支架的孔隙特征主要取决于所用造孔剂的尺寸和形貌，而孔隙率可以通过加入造孔剂的含量来调控[37]。利用造孔剂技术所得的钛金属支架有较低的弹性模量及较高的抗压强度[38]。这种技术的缺陷在于对多孔金属支架的空间排列可控性不高，出现贯通孔、半通孔和闭合孔等不同孔隙，分布均匀性较差。

2.2 发泡法 发泡法就是在材料中加入发泡剂，经机械搅拌或化学处理发泡后成型，使得制品形成多孔结构，成型后再进行烧结获得多孔金属支架。Zhang等[39]用钛粉和质量比为30%过氧化氢溶液混合，在80℃下发泡，在1 300℃真空环境下烧结2 h，得到的多孔钛支架孔径范围为100～700 μm。泡沫法制作金属支架的缺点在于需要选择合理的发泡剂，并且多孔支架的孔隙率、孔径、空间排列等无法控制，很难得到设计中的成品，也不利于骨组织的生长。

2.3 3D打印技术 3D打印技术是快速成型技术的一种，也称作固体自由成型制造技术，近年来已成为一种新型技术用于制造可塑性高度精确的支架。它根据计算机辅助设计的数据，以粉末层积为基础，通过逐层打印的方式快速制造任意复杂形状3D结构物体[40]。目前应用较多的3D打印技术主要包括光固化立体印刷、熔融沉积成型、选择性激光烧结、三维喷印以及自动注浆成型技术[41]。3D打印的一个优点在于可选材料非常广泛，常用的3D打印材料主要包括金属、生物陶瓷、聚合材料和复合材料。相比传统的多孔支架制作技术，3D打印技术在实现支架的孔隙率、孔径、孔容积、空间排列和其他表面特性的可控性有较大优势。3D打印技术的关键在于对支架孔隙结构的控制，包括孔径大小、形状、体积和连通性。Ryan等[42]利用3D打印技术制作出3种不同多孔钛支架(结构相似、单元结构高度及支杆直径改变)，其孔隙率、机械强度及弹性模量不同，平均孔隙率约60%，平均抗压强度约80MPa，且孔隙结构互相连通。Li等[43]以甲基纤维素、硬脂酸作为黏结剂和分散剂，同Ti6Al4V粉末混合，利用3D打印制作成多孔钛支架，通过调整Ti6Al4V的体积比、3D打印机的喷嘴内径大小、沉积压大小、送料速度、初始沉积高度(喷嘴尖端与平台距离)等因素，制作出不同特性的多孔钛支架，并进行分析比较。发现喷嘴内径为0.4 mm、Ti6Al4V粉末体积占比为66%、沉积压为2.5 Bar、送料速度为350 mm/min以及初始高度为0.25 mm条件下制作得到的多孔钛支架是最佳的。3D打印不仅可以控制支架孔径、孔隙率、空间排列等，也可以通过CT扫描建立模型，制作出自由几何形状的多孔支架，以修复复杂的骨缺损[44-45]。虽然3D打印金属支架生物相容性好、抗压能力强，但仍有以下几点限制：a)金属支架打印需要在高温条件下进行；b)选用金属材料要避免炎症免疫反应；c)选用金属是否能制作成要求的金属粉末，如钽金属粉末形状不规则，3D打印难度大，而钛金属粉末(常用Ti6Al4V粉)为球形颗粒，切平均直径45 μm，是目前较理想的3D打印材料；d)黏结剂的选择，黏结剂对生物是否产生毒性，目前常用的是聚乙烯醇；e)3D打印技术本身的限制，目前3D打印技术分辨率较低；f)多孔金属支架打印时不能同步涂层生物活性分子或细胞混合打印[46]；g)设计3D结构金属支架时需要考虑多种因素，比如单元结构形状大小是否能被3D打印，支架实体与设计间的误差大小，支架多种受力的侧重等。目前已制作出生物可降解的3D打印多孔金属支架，但是其实际使用还有待研究[47]。

3 总结和展望

多孔金属支架是骨组织工程中重要的研究对象，相比陶瓷、聚合材料等，金属有高强度、高韧性、良好的抗腐蚀性以及良好的生物相容性等优点。虽然金属的弹性模量较高，但将金属制作成高孔隙率、大孔径的多孔金属支架能很好的降低弹性模量。3D打印为3D结构多孔金属支架的制作提供了新的解决方法，其优点在于可以利用计算机设计成任何形状的多孔支架，可控性强。但是3D打印受打印技术水平、打印技术原理、材料选择和结构设计等因素的限制，3D结构多孔金属支架的孔隙率及孔径大小与设计也存在偏差。目前很多适合成为骨组织支架的金属不能处理成适合3D打印理想的颗粒形状及大小，且需要的温度、黏结都有待研究。或许在不久的将来，随着技术水平的提高，各类金属能制作成理想粉末，更多生物可降解金属被发现，在更成熟的3D打印技术支持下，理想3D结构多孔金属支架可以被制作并应用于临床。

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