β-TCP 材料改性研究进展及在骨缺损修复中的应用*

侯丹# 陈晓事# 毛茵茵 张晴

由创伤、感染、肿瘤和畸形所导致的骨缺损是目前骨科所面临的世界性难题之一[1]，给患者的生理和心理带来极大的创伤。若想实现有效的修复，选取适当的材料是关键。目前，临床上最常用的骨移植材料主要来源为自体骨、异体骨、组织工程骨[2]。自体骨移植存在供体来源有限容易造成二次伤害，增加患者的痛苦；异体骨移植存在传播疾病及免疫排斥反应的风险；组织工程骨具有来源广泛、无免疫原性、重复性高及利用3D打印技术可实现个性化修复的临床要求等优势，而成为理想的骨再生修复材料[3]。组织工程骨的主要来源有天然支架材料、人工合成支架材料及复合支架材料，其中人工合成的无机非金属材料，以羟基磷灰石和磷酸三钙（TCP）陶瓷材料应用最为广泛。-磷酸三钙（-TCP）材料具有与天然骨相似的成分，而成为目前最具前景的骨替代材料。为了促进其临床应用，近年来，联合其他材料改性-TCP 支架降解速率、提高力学性能、提高骨诱导能力研究成为骨缺损再生修复领域的研究热点。本文就-TCP 材料联合其他材料改性以及骨缺损再生修复应用等方面的研究进展进行综述，以期为-TCP 材料的研究与应用提供参考及新思路。

1 -TCP 材料的生物学特性

迄今为止，-TCP 在临床中作为骨移植物已有百余年历史。-TCP 是指低温型的磷酸三钙，是一种短暂的、易降解吸收型的生物陶瓷。体内外实验及临床研究表明，-TCP 具有良好的生物相容性、骨传导性、成骨性[4]，植入体内对局部软、硬组织及全身无毒副作用，无炎性细胞浸润等炎症反应和异物反应，且能与原骨直接结合，故已在临床安全使用[5]。虽然-TCP 材料具有上述优异的性能，但是离理想的骨组织工程支架材料还有一定的距离[6]，主要存在以下问题需要解决：①由于-TCP材料本身的化学性质及自身内在结构的限制，降解速度并非完全可控，而临床上成骨速率与替代物在人体内的代谢速率密不可分，过快、过慢都会限制骨生成[7]。②-TCP 作为一种生物陶瓷，力学强度仍不能完全与活体骨组织相媲美，而且-TCP 的脆性很大，很容易在外力过大的情况下发生脆性断裂[8]。③骨的生长不仅需要钙、磷等无机成分，同时还需要骨诱导因子及骨生成细胞等生物学因素的作用，但单纯的-TCP 缺乏骨诱导和生成能力[9]。④成骨细胞、干细胞等如何快速在-TCP材料的表面黏附生长是影响骨再生性能的关键，直接使用-TCP 材料的细胞黏附性能缺乏[10]。

综上，-TCP 材料生物学性能受其自身化学性质、表面性能及自身内部结构等因素的影响。基于此，目前国内外学者围绕-TCP 的改性进行了大量研究，从而提高了其力学和生物学性能，以此来满足临床应用的要求。

2 -TCP 材料改性研究

2.1 -TCP 材料力学性能改性研究

组织的正常长入与材料的孔隙率有关，而材料的孔隙率又影响材料的力学强度，孔隙率增大，会使材料的抗压强度降低，如何才能实现孔隙率与力学强度兼得的材料？目前研究者主要通过结合仿生学来进行研究。

张航等[11]从-TCP 的制备工艺出发，利用数字光处理（digital light procession，DLP）打印技术制备出孔隙率为56.42%～64.79%的-TCP 支架材料，力学强度检测显示其压缩强度落在人体松质骨压缩强度范围（2～12 MPa）内，且孔隙率越大，压缩强度越小，它们之间是负相关的关系。杨明明等[12]分别选用磷酸和聚乙烯醇作为粘结剂，将-TCP与HA 以一定比例制备出复合支架，结果显示HA:-TCP为3∶2 时，能获得力学强度接近于松质骨的支架，且细胞相容性好，更利于细胞的增殖。另外，通过-TCP 与镁、锶等骨天然组分的微量金属元素结合，也可提高了-TCP 的力学性能，不仅如此，部分材料还获得了抑菌等特性。Zhao等[13]研究发现，掺杂有Li 的-TCP 支架的力学强度是单纯的-TCP 支架材料的3 倍，体外实验发现其具有更优良的生物相容性及降解能力。范雪莹[14]制备的Sr、Ag 改性的-TCP粉末，研究显示-TCP 的力学强度比未加金属离子的-TCP材料更强，且银离子的加入也赋予材料抗菌的特性。Ates 等[15]将锰或镍掺杂到-TCP 中，获得很好的力学强度，该复合材料体内外实验均获得很好的成骨性能，金属镍还赋予材料抑菌功能。刘嘉昱[16]制备的铈掺杂-磷酸三钙磁性壳聚糖支架，不仅获得了与人体松质骨相似力学强度的支架，还发现一定浓度范围的铈能促进细胞的增殖分化。

目前，大多数金属离子与-TCP 复合仍处于制备方法更新与探索最佳配比的阶段，是否能满足临床需求，还有待进一步的临床研究。

2.2 -TCP 材料降解速率改性

过慢或过快的降解速度均会抑制新骨的形成与长入，替代物在体内的代谢速率只有与成骨速度相匹配，才能展现出良好的骨修复能力。谢璐和于海洋[17]通过对比-TCP、-TCP、/ -TCP在模拟体液环境的体外降解过程，表明可通过调节/ -TCP 的比例获得可控的降解速率和优异的生物相容性。尹俊景[18]将降解速率较慢的透明质酸（HA）与-TCP 结合，获得了降解速率较为理想的复合材料。将酸性的聚乳酸-乙交酯（PLGA）与碱性的-TCP 联合使用后，一定程度上促进了骨的改建和修复。Yu 等[19]三维打印镁粉/PLGA/ -TCP 复合支架与无镁粉的PLGA/ -TCP 复合支架在兔骨缺损的效果对比，结果显示前者具有更强的降解性能，成骨性更好。还有学者通过掺杂金属来延缓降解速度，如Nandi 等[20]采用3D打印制备的SiO2/ZnO/ -TCP 复合支架与纯的-TCP 在兔胫骨缺损模型中进行比较，结果显示前者的降解速率慢于后者，且金属离子的加入改善了材料的骨生成能力。

2.3 -TCP 材料骨诱导性改性研究

骨诱导性是指骨替代物能直接诱导骨髓干细胞分化为成骨细胞，实现骨再生。目前，添加微量元素或高分子材料是增强-TCP 骨诱导性的可行方法。

Rony 等[21]对比-TCP、透明质酸/ -TCP 复合材料在幼年/老年母羊骨整合的作用，结果显示后者的成新骨能力更强，可增强成骨细胞的活性。Gu[22]和Deng 等[23]在体外实验研究发现，掺杂有硅酸钙或Mg 的-TCP 支架能显著增强细胞的增殖率，促进成骨细胞的表达、血管形成和骨生成，显著提高新骨的生成能力。

Vahabzadeh 和Bose[24]研究掺杂不同浓度铁的-TCP 支架，发现铁的加入会抑制-TCP 转变为-TCP，且在体外细胞培养中与单纯的-TCP 支架相比，支架中的铁明显增强成骨细胞的增殖和分化能力，掺杂0.5wt.%Fe 的-TCP 支架的成骨活性最高。Gu 等[25]用3D打印技术制作含不同Mg2+的-TCP 支架，体外培养人骨髓间充质干细胞（hBMSC）和人脐静脉内皮细胞（HUVEC），发现细胞在一定浓度的Mg2+具有高的增殖性和成骨表达能力，证明Mg2+的加入增强了细胞成骨诱导和成血管的能力，从而使-TCP 支架在骨再生和重建中更加优异。Ke 等[26]分别将镁、硅、锶、锌掺杂到TCP 支架中，发现镁元素和硅元素的加入明显地提高了骨形态发生蛋白2（bone morphogenetic protein2，BMP2）的表达，提高了-TCP 支架的骨诱导性，同时也增强了支架内细胞的活性。

2.4 -TCP 材料黏附性能改性研究

缺损区的骨再生的关键在于大多数细胞能附着在替代物上进行增殖与代谢，最终长出新组织完全取代替代物，而材料表面结构及内部结构决定了细胞的黏附性，表面粗糙程度越大，细胞的附着率越高[27]。血管内皮细胞的渗入、附着、增殖对骨血管化及促进骨组织再生至关重要，而目前多孔支架中的血管化形成受限[10]。目前，主要通过改变-TCP 的表面结构、建立通道及增加材料总体表面积来解决此问题。

Ruiz-Aguilar 等[28]在体外细胞培养模型中发现添加氧化锆的-TCP 支架比单纯的-TCP 支架的细胞黏附性更强，细胞增殖显著，也进一步说明了氧化锆能够修饰支架表面，提高细胞的附着力。Wang 等[29]比较3 种类型的带/不带通道的多孔互连-TCP 支架的血管生成，体外实验显示带有通道的多孔-TCP 能显著促进营养物质的扩散、人脐静脉内皮细胞的附着及诱导细胞迁移、增殖，最终血管生成，而且抗压强度与不带通道的-TCP 相近，有望成为一种有效的修复材料。Diao 等[30]横向对比了采用3D 绘图的3 种不同孔径（400 m、250 m、100 m）的-TCP 支架材料及自体骨材料，在大鼠的颅骨缺损修复中，100 m 孔径的-TCP 的骨生成能力最强、力学性能极佳；且这3 种支架材料在体外细胞培养中，由于100 m 孔径的支架相比于另外2 种支架明显增加其表面积，提供了更多的细胞附着位点，提高了细胞的黏附性并促进了细胞的增殖分化。

3 -TCP 在骨缺损修复中的应用最新进展

-TCP 与天然骨的无机成分相似，已被广泛应用于骨科及口腔科（如颌骨缺损修复、种植区内骨增量、牙槽骨缺损修复等）的临床治疗。在颌骨囊肿空腔性缺损修复中，-TCP与传统填塞物碘仿纱填塞明胶海绵相比，1～3 个月随访的23例患者成骨速率较快，可作为一种理想的骨缺损填充材料[31]。在上颌窦提升的临床研究中，60%HA 与40% -TCP复合物填充6 个月后组织学和影像学显示新骨形成且骨量充足，可支持种植体植入，成骨效果理想[18]。Lorenz 等[32]在拔牙窝填充修复的研究中，-TCP/透明质酸组成的可注射骨替代物（IBS）注入21例患者拔牙窝4 个月显示新骨生成及IBS 降解情况较好，能满足临床填充修复的需求。王艳玲等[33]通过对-TCP 与自体骨混合后修复种植牙骨缺损与自体骨直接修复种植牙缺损临床效果比较，结果显示-TCP 复合自体骨引起的不良事件远低于自体骨直接修复，这说明-TCP 复合自体骨可以充分发挥两者的功能，最大化提升种植修复效果，-TCP 复合自体骨可以大大提升成骨的能力。有学者在无牙的牙槽体积保持研究中，发现-TCP/PLGA 植入能维持牙槽体积且阻止牙龈萎缩，组织学检测发现长出更成熟的骨骼系统[34]。Trujillo 等[35]通过比较BMPs-2/ -TCP、髂骨、下颌骨分别用于治疗牙槽嵴裂患者的疗效的研究中，发现BMPs-2/ -TCP 新生骨形成率与自体骨组相当，说明应用BMPs-2/ -TCP 治疗牙槽嵴裂是一种可行的方法。在距骨巨细胞瘤重建中，低孔隙率的-TCP 具有强大的抗压能力，修复效果理想[36]。

4 小结与展望

-TCP 材料存在力学性能、降解速率、骨生成与诱导性及细胞附着性等方面的缺陷而阻碍其临床应用，联合其他材料改性-TCP 材料的成骨性能得到以下几点结论：①改变-TCP 材料制备支架的孔隙率及掺杂金属元素可提高力学性能；②联合其他晶向的TCP 材料、掺杂Mg粉或二氧化硅粉末改善-TCP材料的降解速率；③掺杂硅酸钙和Mg、Fe、Si 等，以及复合胶原等手段提高-TCP 材料的骨诱导和骨生成能力；④添加氧化锆、表面修饰多肽及细胞因子等方式增加细胞在材料的表面黏附性能。目前，改性的-TCP 材料已有在临床工作中应用，如颌骨囊肿填充、上颌窦提升、拔牙窝填充修复、距骨巨细胞瘤重建等。然而，机体不同部位、组织的环境是有差异性的，探讨针对不同部位骨缺损修复的最佳治疗策略，仍需要进一步提高-TCP 材料的优异性能以及可控性，这将成为-TCP 临床应用于大段骨缺损再生修复的关键突破点。