生物活性压电陶瓷在植骨材料的研究进展

谢建平，徐云莹，李开南

(1.成都大学 机械工程学院,四川 成都 610106；2.成都大学 附属医院,四川 成都 610106)

0 引 言

目前由创伤、感染、恶性肿瘤和先天性疾病等因素所导致的骨缺损仍然是临床常见且较难解决的问题之一[1].骨肿瘤、骨感染以及先天性骨病等手术后常常面临大段骨缺损的修复和重建[2].植骨是治疗骨缺损的有效手段，大段骨缺损不仅需要的植骨量大而且疗效不佳，小段骨缺损(<5 cm)治疗多采用自体骨移植，但其应用常受到供区骨量有限和导致医源性损伤的影响，同时，供区新的骨缺损还会出现持续疼痛、血肿、出血及感染等，因而临床应用仍有局限[3-4].对此，科研人员开发了一些人工骨修复材料，主要包括钙磷基材料、生物玻璃以及胶原等，虽然这些材料具有一定的引导骨组织生长和新骨沉积的作用，但与自体骨相比，仍然存在诸如生物活性不足、骨折不愈合、成骨量有限、材料降解速度与组织生长不匹配等问题，临床疗效不尽如人意[1,5-7].基于上述植骨材料在临床使用中的局限性，研究具备成骨性能的新型生物活性骨修复材料是目前骨组织工程领域研究的热点和重点之一[8-9].

在众多材料中，生物活性压电陶瓷因有与骨相似的压电效应且展现出良好的生物学性能而倍受研究者的青睐.材料的生物学性能取决于它能够模拟微环境并传递刺激细胞反应的信号的程度，生物电信号、内源性电场和外部电刺激在调节细胞行为和促进骨修复方面起着至关重要的作用.压电陶瓷能够在不需要外部刺激装置的情况下传递这些电信号，并能够增强生理电环境以刺激修复，降低了肌体免疫的概率，增强了植入材料的相容性，是一种很有前景的骨修复材料.本文就生物活性压电陶瓷在植骨材料的相关研究进展做一综述.

1 骨的压电效应及其骨修复机制

压电效应是指某些电介质在沿一定方向上受到外力的作用而变形时，其内部会产生极化现象，同时在它的两个相对表面上出现正负相反的电荷，当外力去掉后，它又会恢复到不带电的状态，这种现象称为正压电效应.当作用力的方向改变时，电荷的极性也随之改变.相反，当在电介质的极化方向上施加电场，这些电介质也会发生变形，电场去掉后，电介质的变形随之消失，这种现象称为逆压电效应.

1957年，Fukada等[10]从人和牛的股骨上切下标本，并通过加热完全干燥并测量其压电常数，观察到压电效应只有在对胶原纤维施加剪切力以使其滑过其他部位时才会出现.在热水中煮沸并随后完全干燥的样品在压电效应上几乎没有变化，这一事实确定了该效应不是生物体产生的，他们将骨中压电性的起源归因于胶原分子中结晶胶束的压电效应.自此以后，对骨的压电效应研究越来越深入.

在日常生活中，活骨由于其定向的超微结构而经历多方面的机械负荷.由于骨骼的压电特性，机械负载导致电荷的产生，压缩应力和拉伸应力分别在生理应力区附近产生负电荷和正电荷.带负电的区域促进成骨细胞的活动，这使得骨沉积在其附近，另一方面，由带正电的区域使骨骼趋向解吸，整个现象是骨骼压电性的结果.Fabian等[11]指出，骨骼在压力下产生电力，这种机电行为被认为是骨骼自我修复和重塑的必要条件，其起源是由于骨骼的主要结构蛋白胶原蛋白的压电效应.理论上，任何材料都可以产生响应应变梯度的电压，这要归功于被称为柔电的特性.他们还测量了骨骼和纯骨矿物(羟基磷灰石)的挠曲电，发现两者具有相同的数量级，定量相似性表明，羟基磷灰石弯曲电流是皮质骨弯曲诱导极化的主要来源.此外，还利用测得的挠曲电系数计算了骨矿物裂纹产生的挠曲电场，强度在裂纹尖端周围40 μm范围内超过5 kV/m，就可以诱导骨细胞凋亡，并且启动裂纹愈合过程，损伤中心提供强大的电信号来刺激骨修复，从而体现了挠曲电在骨修复和重塑中的中心作用.胶原纤维响应于内部或外部机械刺激的相对运动，同时，骨骼中的压电系数值与机械刺激方向和骨轴形成的夹角有关.据报道，压电系数的最高值是骨轴和机械方向之间的角度刺激到45°，并且，由于机械变形而在骨中诱发的正或负电势与变形的程度和速率成比例[10].

2 几类主要压电陶瓷植骨材料

压电陶瓷按是否含铅，主要分为铅基压电陶瓷和无铅压电陶瓷，作为人体骨植入材料，铅基压电陶瓷自然排除在外.无铅压电陶瓷主要有钙钛矿结构、钨青铜结构和铋层状结构3个体系.钙钛矿结构名字来源于钛酸钙(CaTiO3)这种矿物的结构，其化学通式为ABO3，许多重要的压电陶瓷都是以钙钛矿结构存在，主要包括钛酸钡(BaTiO3)基(BT基)无铅压电陶瓷、钛酸铋钠[(Bi0.5Na0.5)TiO3]基(BNT基)无铅压电陶瓷和碱金属铌酸钾钠[(K，Na)NbO3]基(KNN基)无铅压电陶瓷.钨青铜结构的无铅压电陶瓷晶体结构与钙钛矿结构类似，主要包括以铌酸锶钡(Sr1-xBaxNb2O6)系和铌酸钡钠(NaBa2Nb5O15)系为代表的无铅压电陶瓷.铋层状压电陶瓷为具有层状结构的化合物，是由铋层状结构化合物层和钙钛矿结构的晶格层穿插交叠而成，主要包括以钛酸铋(Bi4Ti3O12)、钛酸铋钙(CaBi4Ti4O15)和钛酸铋锶(SrBi4Ti4O15)为代表的铋层状结构无铅压电陶瓷.其中，BaTiO3因具有较好的生物相容性和压电性，在研究中使用较为广泛，研究也较为深入.

2.1 CaTiO3

CaTiO3作为初期铁电体，其生物相容性在实验中有着良好表现.王梓力等[12]将钛板、羟基磷灰石涂层钛板和纳米CaTiO3涂层钛板分为钛板组、涂层组和纳米组，将各组材料与成骨细胞(MC3T3-E1)共培养，通过免疫荧光染色、四甲基偶氮唑盐微量酶反应比色法(MTT法)、碱性磷酸酶(ALP)含量测定评估材料表面细胞的存活、增殖及分化情况，观察到涂层组、纳米组比钛板组有更多的活细胞数量和更高的MTT值与ALP含量.这显示出纳米CaTiO3涂层材料有良好的生物相容性.Wiff等[13]也验证了CaTiO3涂层在形成仿生磷酸钙层方面改善了Ti和Ti6Al4V合金的生物相容性.另外，可以通过施加外部电场来增强骨骼愈合，CaTiO3涂层也会对影响植入物的导电率来影响骨组织复合.Mallik等[14]采用多级火花等离子体烧结羟基磷灰石(HA)-80钛酸钙(CaTiO3)复合材料和纯HA.HA-80CaTiO3的扫描电子显微镜(SEM)微观结构图如图1所示，它们的导电性能差异很大(相差14个数量级).通过在1、4和12周的不同时间段内植入兔的圆柱形股骨缺损中，如图2所示,以此来评估骨再生的能力.组织学结果的整体评估表明，HA-80CaTiO3周围的骨缺损的逐渐愈合效果更好，从组织学上讲比纯HA高140%左右.

图1 HA-80CaTiO3的SEM微观结构图

图2 HA-80CaTiO3植入兔的圆柱形股骨缺损示意图

CaTiO3与HA和磷酸三钙(TCP)的复合材料也被认为是潜在的生物活性材料.Ergun等[15]在HA-CaTiO3和TCP-CaTiO3复合材料上的成骨行为表明，这两种情况下黏附的细胞都比纯HA高4.5倍.CaTiO3还能促进细胞的扩散，为细胞的增殖和生长提供良好的表面条件.在这些复合材料中，TCP-CaTiO3中含有Ca9HPO4(PO4)5OH，最有利于成骨细胞黏附.

纳米CaTiO3涂层材料其培养的细胞有更好的细胞结构形态以及良好的生物相容性，CaTiO3涂层也会通过影响植入物的导电率来影响骨组织复合.上述实验都表明CaTiO3在骨再生和组织工程应用方面具有潜力.

2.2 BaTiO3基无铅压电陶瓷

BaTiO3是一种著名的铁电和压电材料，现阶段对BaTiO3压电陶瓷的研究主要集中在以BT为基的二元或多元陶瓷体系.BaTiO3陶瓷是研究与发展得相当成熟的无铅压电陶瓷材料，其具有高的介电常数、较大的机电藕合系数和压电常数，中等的机械品质因数和较小的介电损耗.

刘峙辰[16]的研究中，制备了纯BaTiO3材料以及质量比为9∶1的BaTiO3-HA复合材料,其中，成型的BaTiO3-HA(9∶1)复合材料如图3所示.通过电场对两种材料进行极化处理，获得具有不同材料学和电学属性的3种材料，即A组(不带电荷的BaTiO3-HA)、B组(带电荷的BaTiO3-HA)、C组(带电荷的纯BaTiO3).对此3组材料进行成骨细胞表面共培养，观察和检测实验结果后，得出BaTiO3-HA复合材料对成骨细胞的促进作用主要来源于材料表面所携带的负电荷.其进一步实验表明，电荷必须达到足够数量才能够发挥更好的促进成骨细胞活性的功能.另外，其选用成年雄性新西兰大白兔作为植入对象，根据植入材料是否带电以及运动刺激的不同分为4个组，即A组(带电荷+运动刺激组)、B组(不带电荷+运动刺激组)、C组(带电荷+非运动刺激组)、D组(不带电荷+非运动刺激组).术后2周起，给予运动刺激组每天1次、每次持续30 min的运动刺激.分别于术后6周、12周取材观察.最终得出BaTiO3-HA复合材料在运动刺激中产生的压电效应，能够更好地促进新骨生成，加速骨愈合.付春颖[17]把BaTiO3-HA多孔复合材料分为实验组极化材料和对照组未极化材料，然后在其上接种相同处理方式的细胞悬浮液.一段时间后观察细胞形态和生长情况，发现差别并不大.由上述两个研究看出，细胞实验中虽然对材料极化，但不能提供有效运动刺激使其发挥压电效应，修复状态并不明显.但在临床中，骨修复前期并不能提供有效运动刺激，这也为临床使用大大增加了困难，也是科研人员需要解决的一个问题.

图3 成型的BaTiO3-HA(9∶1)复合材料

BaTiO3有着较好的生物相容性，Shokrollahi等[18]采用冷铸法制备了具有高压电系数的多孔钛酸钡和纳米钙钛矿(BT/nAK)压电复合材料.在制备过程中，BT和nAK之间没有发生可检测的反应，在固体负荷和冷却速率恒定条件下，BT90/nAK10的d33值大于BT75/nAK25和BT60/nAK40，BT90/nAK10的d33值为4 pC/N.结果表明，随着BT含量的增加，d33值增加，其气孔是移植体和宿主骨之间同种异体骨移植的最佳部位，随着nAK含量的增加，孔隙直径减小.另外，间接细胞毒性结果表明，这些BT/nAK复合材料不存在任何细胞毒性作用，BT/nAK复合材料的密度、孔隙率和力学性能与海绵状骨相似，是一种很好的骨替代材料.除了添加其他元素外，表面涂层也会对BaTiO3的力学性能和细胞黏附性有所影响.Ehterami等[19]等采用泡沫复制法制造高度多孔的BaTiO3基支架，并通过施加外部电场使其极化，为了增强机械和生物学性能，加入了明胶和纳米结构HA并进行表征.结果表明，多孔支架的抗压强度和压电系数随烧结温度的升高而增加.在用Gel/HA纳米复合材料涂覆后，支架的相互连接的多孔结构和孔径几乎保持不变，而与未涂覆的样品相比，Gel/nHA涂覆的支架表现出增强的抗压强度和弹性模量，通过SEM和MTT测定法评估了最佳支架对MG63成骨细胞的黏附、生存能力和增殖的影响.细胞培养实验表明，发达的支架具有良好的生物相容性，并且细胞能够黏附、增殖并迁移到支架的孔中，在所有测试的时间点，涂覆的支架中的细胞密度显著更高.这些结果表明，涂有Gel/HA纳米复合材料的高孔隙度BaTiO3支架在组织工程应用中具有巨大的潜力，可用于骨组织修复和再生.

BaTiO3掺杂到聚合物中也有着不错的生物相容性和成骨作用.Nacer等[20]研究得出掺有BaTiO3的蓖麻油聚合物在两个观察期内均保持良好的生物相容性和一定的成骨作用.将BaTiO3制作成涂层附着到医用合金上也会显现出较好的生物相容性和生物活性.Rahmati等[21]使用溶胶—凝胶合成的纳米BaTiO3粉末，通过电泳沉积在Ti6Al4V医用合金上，制备了BaTiO3涂层.分别使用X射线衍射和SEM成像研究了样品的结构和形态；在浸入模拟体液(SBF)后，通过SEM和电感耦合等离子体(ICP)分析评估涂层样品的生物活性；通过MTT测定法和SEM成像研究了细胞相容性.结果显示，其具有立方结构和约41 nm的微晶尺寸的均匀涂层，SEM图像表明SBF浸泡7 d后在涂层上形成了磷灰石,ICP分析证实SBF中的离子浓度降低了,培养7 d后，与涂层紧密接触的细胞显示出扁平的形态.由此可见，涂覆的样品表现出适当的生物活性和生物相容性.

由上述实验表明，BaTiO3-HA复合材料的最佳配比为9∶1，BaTiO3-HA复合材料对成骨细胞的促进作用主要来源于材料表面所携带的负电荷，且电荷必须达到足够数量才能够发挥更好的促进成骨细胞活性的功能.在成骨过程中，板层孔是骨细胞生长的最佳部位.此外，BaTiO3掺杂到聚合物中也有着较好的生物相容性和成骨作用.

2.3 [(K，Na)NbO3]基(KNN基)无铅压电陶瓷

KNN是最著名的无铅压电材料之一，其用作生物相容材料有不错的潜力.KNN的极化可在表面上感应出足够量的电荷，其表面的静电相互作用与带正电或不带电的表面相比，细胞在带负电的表面上选择性良好和优先吸附[22].

植入物感染是医疗器械植入术后最严重的并发症之一，开发具有良好抗菌性能的生物相容性材料就显得具有重要意义，利用生物材料的固有电性来解决这一问题，可能是一个新的方法.Yao等[23]制备了不同压电常数的铌酸钾钠压电陶瓷(K0.5Na0.5NbO3)，对其微观结构和压电性能进行表征，并测试压电陶瓷的抗菌效果和生物相容性.结果表明，压电陶瓷能减少金黄色葡萄球菌的菌落，促进大鼠骨髓间充质干细胞的增殖，促进细胞的黏附和扩散，上述效应与压电陶瓷的表面正电荷密切相关.在此基础上，通过控制压电性能开发生物相容性抗菌材料是可行的.

KNN压电陶瓷在抗菌方面还有另外一些用途，活性氧(ROS)可用于杀灭细菌细胞，因此从材料表面选择性生成ROS是抗菌材料研究的一个新方向.Tan等[24]研究发现，压电陶瓷的极化使两侧分别带正电和负电，在水溶液中转化为阴极和阳极表面，由于水的微电解作用，ROS优先在阴极表面形成，因此，细菌被选择性地杀死在阴极表面.细胞实验表明，ROS水平对正常哺乳动物细胞是安全的.KNN的极化导致其表面形成微电场，进而产生ROS，在正极化的表面对金黄色葡萄球菌的抗菌活性最强，生物相容性可与HA相媲美，其在不改变材料成分的情况下，为控制压电陶瓷表面的抗菌性能提供了新的见解.Verma等[25]采用固相合成法对HA-xNKN陶瓷复合材料进行了优化制备，优化的工艺参数有利于在所开发的复合体系中形成纯HA和NKN相，且各相之间不会发生任何反应或解离，从而得到了致密化良好的陶瓷复合材料.其测试结果显示，介电常数和损耗的变化与不同电导率相引起的电荷极化有关，生物相容性压电NKN第二相的加入可以提高HA的介电响应和电学响应，从而获得类骨的电学性能.Chen等[26]为了模拟骨骼表面胶原纤维的电特性，在聚吡咯(PPy)涂层装饰的KNN压电陶瓷的表面上形成了内置的纳米级电场，可通过调节极化过程来调节电场，并且在KNN压电陶瓷的表面上获得导电PPy纳米阵列(CPNA).导电PPy将电场传输到涂层表面，CPNA的形态导致表面电势的变化，从而控制内置的纳米级电场.其生物实验表明，CPNA具有可接受的生物相容性，纳米级电场有相对较高的表面电势，能够促进细胞增殖、细胞附着和成骨分化.Chen等[22]制作了压电常数约为93 pc/N、相对密度约为93%的KNN陶瓷，用于研究陶瓷表面电荷对牛血清白蛋白(BSA)的吸附以及对KNN陶瓷表面细胞增殖的影响，通过细胞培养和MC3T3的细胞染色，验证了KNN陶瓷的生物相容性.与非极化表面相比，其正表面和负表面显示出更好的蛋白质吸附能力，细胞生长情况也更好.

KNN基无铝压电陶瓷能促进细胞的黏附和扩散，并且对抑制细菌生长有一定作用，其在不改变材料成分的情况下，为控制压电陶瓷表面的抗菌性能提供了新的见解.此外，KNN基无铅压电陶瓷会在表面形成电场，纳米级电场有相对较高的表面电势促进细胞增殖、细胞附着和成骨分化.总而言之，KNN基无铅压电陶瓷在促进组织再生方面有巨大的潜力.

2.4 LiNbO3

LiNbO3目前也作为活性植骨材料被研究，这种植入物可以促进骨形成，如果其浸入液体中，则在界面处形成双电层和扩散层，这对植骨附近的蛋白质吸附以及细胞的黏附和生长起重要作用.

电荷分布可以用一种简化的方式Zeta电位来表征，Vaněk等[27]测量了极化铁电单晶LiNbO3片表面极性对Zeta电位的影响，结果表明，在某些“理想”条件下(低离子强度、无污染的表面、非常低的粗糙度)，铁电材料的表面极性可以影响表面的电荷分布.然而，植入物表面的铁电涂层并不理想(粗糙的、多晶的、体液复杂及具有高离子强度).因此，在实际情况下，表面极性对电扩散层的影响相当小，从而对蛋白质的比吸附量影响也较小.Carville等[28]研究了衬底表面电荷对铁电铌酸锂(LN)晶体在成骨细胞体外增殖的影响.LN具有沿z轴的自发极化，因此在+z和-z表面具有正和负束缚极化电荷的特征.通过MC3T3成骨细胞的培养和荧光成像，证实了LN的生物相容性.同时，与静电中性x-cutLN和玻片对照相比，细胞通过在带正电荷和带负电的LN表面形成矿物质而显示出更高的增殖速率和更好的成骨细胞功能.Vilarinho等[29]把LiNbO3在模拟体液(SBF)中浸泡不同时间后，其表面有磷灰石状的结构形成，表明其具有生物活性.同时，提出了磷灰石形成的机理可能与LiNbO3和SBF的离子交换有关.

3 结语与展望

本文综述了植骨材料的电生物活性，如电导率、压电性以及压电效应在调节骨骼代谢活动中的作用.在实验中，压电陶瓷对成骨细胞增殖有着较好的促进作用.此外，一些材料通过控制压电性能开发生物相容性抗菌材料也是可行的.总而言之，生物压电陶瓷做骨修复材料有着较好的适用性，但目前的研究也存在一些问题，主要体现在以下几个方面：

1)纳米多孔结构的羟基磷灰石压电性优于普通结构羟基磷灰石压电性，但达到辅助修复其压电性还不足，是否可以加入其他人体可接受元素来增加其压电性或者寻找其他结构，在满足人体生物相容性的条件下有足够的压电性帮助其修复.

2)生物压电陶瓷为了获得较好的生物相容性，常与羟基磷灰石复合，但在羟基磷灰石加入后，压电性大打折扣，如何平衡生物相容性和压电性需要更多科学的数据来支撑.

3)压电陶瓷在实验中显示出了良好的结果，然而，其临床潜力还有待开发，一个主要的限制是大多数压电陶瓷迄今为止不可降解.

4)生物压电陶瓷的力学性能还远不能满足骨移植应用，寻找合适的方法来进一步提升其力学性能也是目前需要解决的问题.