骨修复材料的研究现状与进展

Abstract

人工骨修复材料是自体骨移植最佳替代品，骨修复材料的发展大致可以分为 3 代：惰性材料、生物活性材料、智能型材料。研发具备多种生物学活性、体内降解与新骨生成完美适配、能完全重建生理状态下骨组织的骨修复材料是未来研究重点。

经过 300 多年的实践、锤炼，骨移植及植入性骨替代材料已成为现今治疗骨缺损和促进骨修复的重要措施，临床常见的骨肿瘤刮除、严重创伤、先天性骨发育异常、脊柱或关节融合、人工关节置换术后骨溶解和关节翻修等，都因骨缺损而必须进行骨移植以提高疗效。针对每年数百万计的骨折不愈合和大块（段）骨缺损，应用植入性骨替代材料进行骨修复与功能重建则是必需的选择，且需求量逐年递增，并带动相关产业的迅速发展^[1]。

1. 人工骨修复材料的设计依据及基本性能

骨移植术中的供体，迄今仍将沿用半个多世纪的自体髂骨骨块作为移植物的金标准，它不仅具有理想移植物的三要素：贯通良好的网状结构，可为骨缺损部位提供支架（骨传导性）；含有细胞成分，可直接进行成骨（成骨性）；骨基质内的一些骨诱导因子，可诱导邻近细胞迁移、募集、发育、分化和成骨（骨诱导性），并且自体骨移植避免了免疫排斥反应和疾病的传播^[2-3]。然而，自体骨取材时手术的风险性、对供区的破坏性（如感染、出血、疼痛及供区不稳定等）、取材量的不足和并发症等诸多因素，使自体骨移植术受到严重制约^{[2, 4-6]}。与自体骨骨修复性能最为接近的是同种异体骨。尽管，同种异体骨移植作为自体骨移植的替代方案而受到青睐，技术也日臻完善，但仍面临着免疫排斥反应、疾病传播，尤其是供应量不足等问题^[7]。因此，寻求安全有效的人工骨替代物，是近四十年来尤其是近年来致力追求的目标^[8]。

1.1. 人工骨修复材料设计的理论基础

骨折的修复几乎是骨发育过程的重演，呈多阶段生物级联反应的特点，依据其组织学优势表现，基本可分为血肿期、纤维/软骨性骨痂期、骨性骨痂期和骨痂塑形/改建期等 4 个时期。骨损伤初期，局部出血并迅速形成血肿，众多细胞因子释放与浓集，从而诱导和趋化残存于骨膜、骨髓以及周围邻近软组织的 MSCs 募集于骨折部位，并在调节因子作用下发生定向分化、逐步形成纤维/软骨性骨痂，以早期桥接骨折断端并构成骨修复有序进行的细胞学基础。随着骨修复的进展，钙化的纤维/软骨性骨痂降解和/或被破骨细胞吸收，血管侵入腔隙，随新生血管迁移、骨损伤部位及其邻近组织募集而来的 MSCs 不断分化为成骨细胞，开始以纤维/软骨性骨痂组织的“残基”为支架成骨，逐渐完成骨性骨痂的替代过程。最终，骨性骨痂通过骨塑建/骨改建过程恢复骨的完整形状与连续性结构^[9-12]。

以自体骨移植修复优势性能的“三要素”为依据，以骨修复过程中所发生的生物学事件及其关键环节为理论基础，在人工合成性骨生物材料研究领域，按骨植入替代材料的性能和对骨修复过程的贡献，可分为骨传导性、骨诱导性、成骨性和复合性骨替代物等 4 种类型。其中，骨传导性和骨诱导性骨替代物是当今研发的重点^[13]。

1.2. 人工骨修复材料的骨传导性

骨传导性通常指人工骨替代支架材料应具备促进具有骨形成特性的前体细胞，在其表面或内部黏附、增殖、迁移、分化以及细胞外基质分泌和矿物质沉积的性能，这与支架材料本身的性质和内部结构相关。类似天然骨基质中无机组分的生物材料，如磷酸钙陶瓷［包括羟基磷灰石、三磷酸钙等］或生物玻璃作为原料，采用气体发泡、溶剂浇筑、熔化铸造和冻干法等制作工艺，制备内部结构与松质骨结构相似，孔径在 100～1 200 μm 之间，孔隙相互贯通连接的骨替代支架材料，表现出一定的骨传导性^[14]。但传统的制作工艺，难以实现对支架内部微细结构的精准控制，尤其是整体的孔隙率以及孔隙间的相互连接，难以达到最佳的骨修复性能^[15]。近十年来，因 3D 打印技术的日益成熟和推广普及，这一问题在一定程度上得到解决。应用 3D 打印技术具有传统制作工艺无法比拟的优点，且被认为是目前构建结构仿生性的骨修复支架最为有效的方法：① 三维方向上的可调控性，不仅可严格设定支架的孔隙率及孔径尺寸，而且能够实现孔隙间的贯通连接；② 支架的外形及其内部微构筑可完美契合所需修复部位的结构特征；③ 为细胞生长及组织重建提供类似于细胞外基质的三维生长环境，有效地提高了支架的骨传导性；④ 支架的个性化设计，可以使其满足多层次的结构要求，且可快速化生产和个性化定制^[16]。此外，对金属类（如钛）、高分子化合物类［如聚乳酸、聚己内酯、聚乳酸-羟基乙酸等］材料，常通过采用表面磷酸钙基陶瓷涂层的方法，以期兼有骨传导性的目的。

1.3. 人工骨修复材料的骨诱导性

人工骨修复替代材料的骨诱导性，指骨替代支架材料所具备的可诱导 MSCs/成骨细胞前体细胞成骨性分化、异位成骨的能力，由 Urist 于 1965 年在兔骨骼肌中植入脱钙骨后观察到矿化骨形成而确定这一概念^[17]。过去的几十年，在揭示骨再生过程中骨诱导材料的作用方面取得了巨大进展^[8]。骨诱导性材料促进骨形成的作用表现在多个层面：在细胞水平，碳酸磷灰石层的形成可触发干细胞/骨生成细胞向成骨细胞分化，钙离子和磷酸根离子的释放还具有较强的细胞趋化性作用，可募集多种类型的细胞向植入部位生长；在分子水平，骨诱导材料可吸附并浓缩具有成骨诱导活性的蛋白，如 BMP-2 和 BMP-7 等^[18]；材料释放的钙离子和磷酸根离子还有助于加速植入物空隙中的离子达到过饱和水平，并加速矿化骨形成。迄今为止，磷酸钙基陶瓷是使用最广泛的骨诱导材料，包括羟基磷灰石、磷酸三钙、双相磷酸钙和珊瑚羟基磷灰石^[18]。除此之外，一些金属材料，如锶和镁也被证实具有骨诱导活性。骨诱导材料另一个基本特征是具有多孔隙的宏观结构，骨诱导现象不是发生在光滑的材料表面，而是存在植入物内的孔隙内，提示人工骨修复材料的设计应该有适当的孔隙结构^[19]。

1.4. 人工骨修复材料的血管化

血管形成是骨再生过程中的关键，由于体内氧气扩散的极限，体积超过 200 μm³ 的任何组织都需要有血管形成才可存活。血管化加速骨修复的作用主要包括：血管向周围的细胞供应葡萄糖、氧气等营养物质，清除二氧化碳、乳酸盐和尿素等代谢副产物；血管网络招募细胞到材料植入部位而参与组织再生过程；骨组织新生的特殊性血管亚型（如 H 型血管）可与骨形成过程相“偶联”，引导组织向其目标发育^[20-21]。虽然，创伤后局部形成的缺氧微环境容易诱导骨缺损处血管的长入，但这种自发过程通常太慢且不能与组织的愈合速率相匹配，因此会导致局部缺乏营养和严重缺氧，并最终导致骨不愈合^[22]。作为使用最多的骨修复材料，支架和水凝胶不仅为骨生成细胞和周围细胞的迁移提供支持，而且还能为毛细血管的出芽提供机械支持。由于在血管形成期间直接与内皮细胞相互作用，材料的化学组成也能影响血管形成^[23]。

2. 人工骨修复材料的发展过程

考古发现，对于植入性骨修复材料的尝试可追溯至人类早期阶段，如应用珊瑚、象牙、金属、人类和动物的骨乃至木材等替代缺失的牙齿^[18]。随着科学的发展，人们逐渐设计并开发出具有预期性质，如生物相容性、生物可降解性和骨整合性的生物材料，以更好用于骨移植修复^[24]。

2.1. 第 1 代人工骨修复材料——生物惰性材料

第 1 代骨修复生物材料于 20 世纪 60 年代开发应用，主要追求材料的理化特性与被替换的组织相匹配，并对宿主产生最小的毒性反应，而被称作生物惰性材料^[25]。植入体内后，材料与组织相互作用最小，不会刺激骨的形成，但可导致纤维组织的形成。根据材料的成分，第 1 代生物材料可以分为：金属材料，包括钛或钛合金、不锈钢、钴铬合金等；合成聚合物材料，包括聚甲基丙烯酸甲酯、聚四氟乙烯等；陶瓷材料，包括氧化铝、锆石、碳等^[26]。自 20 世纪 50 年代后期，Charnley 研发出不锈钢关节假体之后，金属人工关节假体在临床的应用取得巨大成功^[27]。但是也存在一系列的问题，如不锈钢的耐磨性较差，于是引入了钴铬合金材料。虽然钴铬合金具有优异的耐腐蚀性和耐磨性，但其弹性模量（220～230 GPa）高出人皮质骨（20～30 GPa）达一个数量级，会产生应力遮挡效应，引起邻近的骨组织吸收，最终导致植入物失效和松动^[28]。为克服这些缺点，钛金属及其合金材料由于具有耐腐蚀、相对低弹性模量（约 110 GPa）和低密度（约 4 700 kg/m³）的特点，被作为性能更好的骨内植物金属材料。Branemark 等的研究不仅证明钛金属种植体与骨组织牢固结合，同时引入了用于内植物骨整合性能的概念，即植入物和宿主骨组织之间无软组织形成的直接结合^[29-30]。此后，骨整合性能成为评估骨修复材料性能的重要指标之一。通过采用各种表面处理技术，如等离子喷涂、酸蚀刻和阳极氧化等，被证明可增强钛基骨植入物的骨整合性能。除了金属材料，Charnley 还介绍引入生物惰性的可自聚合的聚甲基丙烯酸甲酯骨水泥能够为植入物提供牢固的初始固定^[27]。但其存在不能提供生物固定、聚合反应产热、残留单体入血可致脂肪栓塞等缺点。另外，不可吸收的复合材料，如聚乙烯、聚砜等，也被开发作为内植物应用。与金属材料相比，聚合物生物材料具有更好的稳定性和较低的刚性，但是耐磨性较差，骨整合性能也比较差^[31]。

2.2. 第 2 代骨修复材料——生物活性材料

第 2 代生物骨修复材料包括人工合成和天然衍生的可生物降解的聚合物（如聚酯类、胶原蛋白等）、磷酸钙（合成或天然衍生材料，如珊瑚、藻类、牛骨等）、碳酸钙（天然或合成材料）、硫酸钙和生物活性玻璃（SiO₂ 或非二氧化硅基）等。天然来源的生物材料作为组织自身的组成部分，具有优异的生物相容性和生物降解性。与某些合成聚合物相比，天然衍生聚合物，如胶原蛋白和透明质酸，可为细胞提供先天的生物信息指导，从而改善细胞的附着性以及增强细胞趋化反应，但也存在自身的缺陷，如免疫原性，由于纯化过程复杂而引起的批次间差异，特定生物力学特性设计的限制以及体内降解速率的变化，因此应用受限。以此为背景，“生物可吸收/可生物降解材料”应运而生，由 Kulkarni 等于 20 世纪 60 年代提出，该类材料主要为人工合成聚合物，在体内能够通过化学分解，并可根据应用目的调整机械性能和降解的动力学特征，而被广泛用于生物材料^[32]。目前研究最广泛的合成的可生物降解聚合物包括聚丙交酯、聚乙交酯、聚己内酯、聚羟基丁酸酯以及它们的共聚物等。1969 年，Hench 以直接与骨形成化学结合为目的发明了生物玻璃，这是第 1 种人工生物活性骨修复材料，即后来称为 45S5 的生物玻璃，由 46.1wt% SiO₂、24.4wt% Na₂O、26.9wt% CaO 和 2.6wt% P₂O₅ 组成^[33]。在生理环境中，能够产生引起有利生物反应的生物活性成分是“生物活性材料”的本质特征。植入体内后，可在材料组织界面处诱发特定的生物学反应，与组织形成紧密结合。磷酸钙陶瓷与骨矿物质的成分相似，赋予其优异的生物学性能，可刺激骨形成和骨结合。如羟基磷灰石、磷酸三钙和磷酸八钙的化学式以及 Ca/P 比不同，形成了各自不同的材料学特性。磷酸三钙的 Ca/P 比为 1.5，溶解速率高，材料吸收快；纯羟基磷灰石的 Ca/P 比为 1.67 并且高度稳定，不易降解。另外，含有如锶、镁、硅、氟化物等微量元素成分的材料，也具有促进骨整合的生活学活性，尤其是镁金属材料，由于能够在体内降解和代谢，而被广泛研究。

2.3. 第 3 代骨修复材料——智能型材料

美国著名生物材料学家 Hench 教授在《科学》杂志上撰文，将第 3 代生物材料定义为既具有生物活性又可降解的生物材料^[34]。在骨修复领域，通常采用一定的方法和技术手段修饰材料，来提高细胞的应答反应、改善细胞的存活以及诱导定向分化等，目的是能激活特定基因表达或应用材料进行分子剪裁以诱发期望的细胞反应。这些方法包括应用可溶性因子（生长因子、细胞因子、激素和化学物质等），不溶性因子（细胞外基质成分，具有特定机械力学和结构特性的生物材料）或应用外部刺激（机械负荷、压缩应力、剪切应力、循环拉伸或应用导电聚合物等）^[35]。材料具有适当的物理特性可提高材料的骨传导性，如高孔隙率和内在相互贯通连接的设计有利于材料/细胞的相互作用，营养/氧气的渗透，从而支持成骨和成血管相关细胞在支架孔结构甚至是其内部的存活，有利于血管化的发生以及大面积的骨再生^[36]。通过补充成骨相关的生物活性组分或添加成骨诱导成分（如 BMP），能够主动从周围组织中募集干细胞，引导干细胞归巢并增强缺损部位的细胞分化，增强材料的骨诱导性；通过添加血管诱生成分（如 VEGF）或者应用小分子化合物（如低氧模拟复合物），能够增强材料的血管化活性^[37]。纳米技术能够提供可控的生物化学和机械微环境，实现细胞递送和组织再生而得到了广泛的应用。纳米材料指尺寸在 1～100 nm 之间的材料，因其可模仿天然骨分层自组装的纳米结构，所以对骨的再生具有一定优越性。当前纳米技术在骨再生中的应用主要包括：物理掺入以获得整体材料的优异机械、生物学特性；表面修饰以改善细胞黏附、调控功能；改变和应用纳米形貌特征调控成骨细胞功能；递送纳米药物以促进愈合和功能恢复。纳米材料用于骨组织工程的极佳范例是应用纳米级的磷酸钙晶体，与微米级粒径的磷酸钙相比，其表现出更快的降解速率和增强的骨细胞功能。有学者认为，纳米技术作为再生工程的 3 个基本组成部分之一，将彻底改变骨再生用生物材料的范例，是未来一代骨替代移植物的希望所在^[38]。

自 1987 年第 1 次使用“组织工程”这个术语以来，伴随组织工程领域研究重大进展的同时，其与一些新型领域，包括先进生物材料科学、干细胞科学、发育生物学的相互融合，造就了一种新的多学科范式——“再生工程”^[39]。它被定义为“以复杂组织、器官或系统的再生为目标，整合材料学、组织工程学、干细胞发育细胞生物学以及再生医学的科学”^[40]。国内关于骨修复组织工程研究的历史基本与国外保持一致，经过三十余年的发展，取得了令人瞩目的成绩，为世界组织工程领域的发展作出了巨大贡献，并得到了国际的认可和赞扬^[41]。

3. 人工骨修复材料研发领域目前关注的重点

虽然人工骨修复材料不断更新换代，但目前仍存在许多未解决的问题。其中关键问题是材料在体内降解的过程无法与新骨生成速度完美适配，形成的生物材料与骨的混合体不能完全重建生理状态下的骨组织。另外，还存在材料的骨传导性、骨诱导性以及血管诱导活性不能很好地平衡，导致材料修复骨缺损的时效性和区域性严重受限，对于大段骨缺损往往难以快速有效重建。

针对植入材料降解与新生骨组织的匹配问题，现在选择骨修复材料的基质原料时，其细胞性降解特性越来越受到重视。植入性骨修复材料的骨形成，与骨发育和骨愈合过程中以钙化的纤维/软骨性骨痂组织的“残基”为支架不尽相同，是以植入材料和材料内新生组织为支架的成骨过程。通过材料改性、添加生长因子等以提高成骨细胞的成骨活性，一直是构建活性骨替代材料的主要目标。然而，为适应不断增量的新生骨和血管侵入的空间需求，理想的骨修复植入材料需具备与之相匹配的降解特性。生物材料在体内的降解主要包括两种机制：材料的固有理化属性和由破骨细胞吸收引起的细胞性降解^[42]。体内植入材料在未被新生骨组织完全取代之前，破骨细胞性骨吸收既参与材料的降解，又可调节成骨细胞的功能促进骨痂组织的塑建^[43]。若破骨细胞缺乏和/或选用的生物材料不适宜破骨细胞黏附、活化及其吸收功能的发挥，将导致骨形成不良^[44]。因此，骨替代材料应具备支持成骨细胞和破骨细胞功能，以便保证材料与骨塑建过程可动态进行的性能。植入材料表面适当的钙离子浓度，是决定破骨细胞生成及其骨吸收性能的主要前提条件之一。

于骨修复过程中所发生的生物学事件，以骨修复进程中关键环节为靶点，探寻可启动与重建骨修复级联反应的有效措施，尤其是筛选和发现药用性小分子化合物，通过直接应用或构建活性、结构仿生性骨替代材料的方式，以提高骨质量、促进骨修复，是当今再生医学和医学工程领域的热点命题^[45-47]。具有骨诱导性和/或刺激骨组织血管新生的小分子化合物，将可避免 BMP、VEGF 等活性蛋白分子在植入部位存在易分解、丢失、作用短效、用量多（如外源性 BMP 的有效剂量需高出内源性 BMP 的 100 万倍）而引起炎性反应、异位成骨、肿瘤发生率增加等局限，且使用方便、价格低廉^[48]。

随着先进材料的不断研发，骨微环境代谢机制的进一步明确，下一代的骨修复材料将不仅具备基础的骨传导性、骨诱导性和血管诱生性，同时还将对不同的生物学活性进行整合和调控，材料在体内的降解与骨的修复达到完美适配，重建甚至加速生理状态下骨修复过程。

Biography

邓廉夫：上海市伤骨科研究所所长，上海市重点实验室主任，博士研究生导师。中国康复医学会修复重建外科专业委员会常委、基础与材料学组组长。兼任十余个国家级学（协）会专业分会的副主任委员、常委、学组组长或副组长。主要研究方向：骨与关节病损