載入高分子有機相增強磷酸鈣骨水泥力學性能的方法

【作 者】林孫忠，屈樹新，薛繼鑫，林嬋娟，翁杰

1 溫州醫科大學附屬第二醫院 育英兒童醫院 臨床工程處，溫州市，325000

2 西南交通大學 材料科學與工程學院 材料先進技術教育部重點實驗室，成都市，610031

0 引言

磷酸鈣骨水泥（Calcium Phosphate Cement,CPC）是1986年由Brown和Chow研制的人工骨替代材料，1991年獲得美國食品與藥品監督管理局（Food and Drug Administration，FDA）的批準開始應用于臨床[1]。CPC包括磷酸鈣粉末（固相）和固化液（液相）兩個部分，能在室溫自固化，避免了高溫燒結工藝，適合作為藥物和高分子的載體材料。雖然CPC的組成可以有很多種，但是從水化反應的原理上來分只有以下兩種：① 在pH為中性時，CPC最終轉化為納米羥基磷灰石晶體（羥基磷灰石型CPC）；②pH ＜ 4.2，正磷酸鹽質子化，二級磷酸鹽（無水磷酸氫鈣，二水磷酸氫鈣）最難溶，因此，在酸性CPC固化過程中會轉變生成二級磷酸鹽并沉淀（磷酸氫鈣型CPC）[2]。研究表明，形成磷酸氫鈣的CPC植入體內后，在溶解與沉淀的作用下，CPC最終都會轉化生成溶解度更低更穩定的物質，例如，磷酸八鈣、羥基磷灰石或者白磷鈣石等[3]。

CPC是脆性材料，力學強度和斷裂韌性低，以至于CPC只能應用于非承重骨缺損部位[2]。CPC典型的應用是上頜面骨缺損或者畸形的治療以及顱面骨缺損等非承重部位的修復，承重部位骨缺損修復是CPC臨床應用的一種延伸，例如椎體成形術和椎體后凸成形術，但是要求CPC必須降低脆性，同時提高斷裂強度[4]。研究表明，載入生物相容性良好的韌性高分子材料能明顯改善CPC的脆性，同時增強其斷裂強度等力學性能。在CPC中載入有機相常用的方式有以下幾種方式：①在CPC基體中載入纖維[5-8]；②在CPC基體中載入微球[9-12]；③在CPC中載入高分子單體然后在CPC固化過程中逐步交聯，形成雙相CPC[13-16]，也有研究者在CPC固化液中加入高分子成分如明膠[17]。

本文旨在介紹載入有機相來降低脆性、同時增強CPC力學性能最有效的幾種方法，同時，分析總結各種增強方式的優缺點及其原理，為今后進一步改善CPC力學性能的研究奠定基礎。

1 纖維增強型CPC

與燒結羥基磷灰陶瓷的增強方法相似，載入纖維是CPC增強技術中最成功的一項[4-6]。載入高分子纖維后，CPC的彎曲強度從10～15 MPa左右顯著性提高到了45 MPa，尤其是纖維增強CPC的斷裂強度通常都會增加一個數量級[4-5]。這類纖維增強型CPC的力學性能變化是基于所有組成成分的性質以及復雜的相互作用，如纖維和CPC基體的強度和剛度、基體韌性、纖維和基體間的力學作用以及高分子添加物或聚集體的載入效應等。進一步研究結果表明，以下這些參數對改善CPC力學性能起著至關重要的作用：①基體成分與強度；②載入纖維的體積百分比，縱橫比和彈性模量；③纖維和CPC基體相互間接觸界面的性質，不僅各個因素間有復雜的相互作用，而且在臨床應用中纖維—CPC復合物是隨時間變化的，因為CPC基體和有機相的纖維在組織修復重建過程中都有可能降解[5,7-8]。

生物降解聚乳酸-羥基乙酸共聚物（Poly(Lacticco-Glycolic Acid)，PLGA）是CPC增強載入纖維最常用的材料。載入大量纖維(45vol%)時，研究表明彎曲強度從2.7 MPa顯著性提升到17.7 MPa[18]。同時研究表明，載入殼聚糖乳酸鹽可以將該增強效應進一步提升到40.5 MPa。殼聚糖和高分子纖維同時載入CPC基體后，復合材料的強度大大增強，抗壓能力大大提高，基體和載入物之間的結合能力大幅增強，研究結果表明纖維和殼聚糖乳酸鹽的聯合增強效應比通過其中任何單一增強方式獲得的結果都更強[18-19]。研究表明，復合材料的強度隨著載入纖維橫縱比（長度/直徑）的增加而增加，但是載入纖維聚集會導致纖維分布不均勻從而呈現出實際應用中存在的纖維縱橫比最高限。Xu等[19]系統地研究了載入羥基磷灰石CPC中纖維長度的變化，結果發現，當纖維長度從3 mm增加到75 mm（橫縱比范圍：1 000～9 000）強度持續增強，但是纖維長度增加到200 mm（橫縱比：25 000），強度隨之降低。另外，這類長纖維的載入將影響CPC漿體可操作性，阻礙經注射方式進行的微創手術的應用，載入長度小于1 mm、體積分數小于7.5%的纖維不會對CPC漿體的可操作性產生顯著性影響[20]。

大部分關于纖維增強型CPC的研究都采用不可降解纖維和溶解度非常低的羥基磷灰石CPC基體[4,21]。如此，載入后就形成了長期穩定、力學性能幾乎不變的載纖維CPC復合物。但是，即使是CPC在單純破骨細胞作用下的緩慢降解，也會使纖維在更長的時間之后暴露出來，被周圍新生組織所包裹并有可能發生異物反應[7]。在纖維增強型CPC中載入生物相容性良好的可降解纖維為解決這一問題提供了思路，并且在大量的研究中得到了驗證[5,8]。

但是，同時由于纖維在溶液中會慢慢降解導致纖維在CPC中的增強作用隨著時間慢慢消失。研究者通過在模擬體液浸泡載聚多糖/PLGA纖維的羥基磷灰石型CPC，來模擬研究纖維降解對CPC復合物力學強度的影響[18-19]。研究表明，浸泡4～6周后纖維增強型CPC的強度明顯下降[19]，這一現象可以通過在CPC基體中同步滲入殼聚糖來彌補[18]。各種高分子纖維和CPC存在的不同降解動力學需要進一步研究，互相調整，在確保生物相容性良好的前提下，改善CPC的力學性能并能在一定時間段內保持植入后CPC的機械強度。同時，確保在植入后隨著有機相的降解，能夠為新骨組織的生長逐步提供空間，以期找到有機相降解與新生骨組織長入時間匹配的最佳組合。

2 微球增強型CPC

高分子微球是優良的藥物載體[22]，同時，CPC也是藥物和各類高分子的優良載體，目前CPC中載入高分子微球的研究基本都集中在藥物緩釋體系，調節CPC降解速度并形成多孔結構等方面[1,9-10]。同時，各類研究表明，載入高分子微球也能改善CPC的力學性能，例如，在CPC中載入聚三亞甲基碳酸酯微球、PLGA微球等高分子微球均可以明顯改善CPC的脆性，載高分子微球CPC材料的彈性、粘度和屈服強度等隨著載入微球量的增加而增強[11-12]。Theinhan等[11]通過載入水凝膠微球等制備了非剛性的CPC，其力學強度達到了松質骨的強度，拉伸破壞時的軸向應變從普通CPC的0.05%提高到了10.7%，抗彎強度是剛性CPC的4倍，斷裂功增強了20倍。因此，載入高分子微球可增強CPC整體的韌性，并使CPC在骨修復初期維持應有的力學強度，植入骨缺損部位后，再隨著微球緩慢降解，為新生骨組織的長入提供所需的孔隙結構[12]。

但是，高分子微球對力學強度的影響和變化機理等有待進一步研究，其影響因素包括：微球的顆粒尺寸、形態、類型、載入量以及CPC的固液比等。另外，各類研究顯示載入高分子微球后，CPC的抗壓強度將會有所降低，體外降解12周后形成了高孔隙率、高強度的支架[1,10,23]。Wu等[23]在CPC中載入微球后，其抗壓強度也有一定程度的降低；進一步研究表明，在復合材料中進一步載入β-TCP顆粒，可以在提高力學強度的同時縮短凝固時間，消除微球載入帶來的影響。載微球CPC力學強度變化及其機理還有待進一步研究，微球的不均一性、以及微球易團聚的特性等方面都給該研究帶來了較大阻礙，尤其在載入載藥微球或是同步載入其它材料（如β-TCP顆粒），變量不斷增多，難度也隨之加大，因此我們建議，除了優化各類變量之外，建議嘗試配合軟件模擬分析等方法多角度探究力學強度的變化機理。

另外，研究表明載入各類高分子微球后，CPC的凝固時間均有不同程度的延長，CPC的凝固時間決定了手術的可操作性，凝固時間在4～15 min才有利于手術的正常進行[11-12,23-24]。因此，需要采取各類手段（如：限制微球載入量、微球載入種類等）來減弱微球對凝固時間的影響。另外，多糖類的果膠微球或者硫酸鈣二水合物（Calcium Sulfate Dihydrate，CSD）等載入CPC后，可以縮短其凝固時間[1,23]。Cai S等[25]在載高分子微球CPC中同時載入質量百分比低于5%的CSD，CSD既可以縮短載微球CPC的凝固時間，同時提高了CPC的抗壓強度。高分子微球載入同時會使CPC的可注射性逐漸變差，但是在微球載入質量百分比不高于20%時，CPC的可注射性不會發生顯著性變化，CPC的可注射性能系數（如式(1)所示）仍高于95%，具有可觀的應用前景[1]。

CPC的可注射性系數的定義如下[1]：

可注射性系數 % = 從注射器中排出的量/注射之前的總重量 (1)

3 雙相固化增強型CPC

通常在CPC中載入無反應活性的高分子（例如，明膠，殼聚糖，透明質酸等）來增加CPC的粘結性能以及生物學性能，但是對于CPC的機械性能改善作用不大[13,17,26-27]。研究者在CPC中載入可采用鈣離子進行交聯、螯合的高分子化合物，可以在降低CPC脆性的同時，提高CPC的力學強度，這些高分子鏈中存在高密度的、可以與鈣離子結合的羧酸或者有機磷酸基團（例如：聚丙烯酸、聚谷氨酸、聚甲基乙烯基醚馬來酸、聚[雙（羧基苯氧基）磷腈]、聚（乙烯基膦酸））[14-15]。這類高分子改性CPC的固化反應包括之前提到的溶解-沉淀機制以及高分子鏈之間或者內部結合鈣離子形成鰲合物兩種方式實現的。這類載高分子CPC既可以通過高分子/CPC粉末溶解液的形式進行反應，或者通過升溫、加壓的方式使CPC粉末和高分子混合物以固態形式直接進行反應，固化形成力學性能大幅增強的雙相固化CPC[4]。

另外一種可選的方法是在CPC固化液中加入反應活性單體系統，通過高分子單體的凝膠化-聚合反應這一過程與CPC固化同步反應。在幾分鐘內就會形成一個包裹CPC顆粒的水凝膠基體，再通過溶解-沉淀連續反應過程逐步固化。最終在多孔CPC內部形成內部相互連接凝膠基體，例如載入甲基丙烯酸羥乙酯（2-hydroxyethylmethacrylate, HEMA）[16]。這一方法的優勢在于可以載入較大量的高分子（強度和硬度大幅提升），同時不會實質上改變CPC漿體的流體力學性能。以上兩點都是由于溶解的單體往往都很小，形成的是粘性較低的混合液，因此，及時載入高濃度的單體也不會對CPC的粘性產生太大的影響。

Hurle K 和Christel T等[16,28]在CPC中載入30%～70%毒性較低的HEMA單體，形成具有有機以及無機交互網絡組織的，力學性能穩定的載高分子復合物，固化CPC的性質由脆性轉變成類似塑性，拉伸模量降低，斷裂功增加，但是水化會受到抑制，水化晶體變細，且這一現象隨著載入濃度的增加而增強。載入50%HEMA，四點抗彎強度從9 MPa增加到14 MPa，彎曲模量從18 GPa降到了大約4 GPa。另外，CPC中載入≥50% HEMA時，脆性斷裂性能大幅改善，伴隨的斷裂功增加幅度超過一個數量級。純CPC樣品具有的彎曲變量最大值可能只有0.07 mm，載入≥50% HEMA后，其韌性明顯增強并且斷裂前可能得彎曲變量達到0.4～1.5 mm。同時，研究者證實了HEMA的載入并未對抗壓強度或可注射性等CPC的重要性能產生顯著影響。如上所述，各類研究表明載入高分子單體來獲取雙相固化CPC能在確保不改變CPC漿體的流體力學性能的前提下，大幅提升CPC的力學性能，但是載入CPC中的高分子單體，始終存在毒性問題，尤其是部分未鰲合、交聯的單體，植入人體后會迅速釋放到周圍組織，引起各種不良反應。

4 總結與展望

載入生物相容性良好的高分子材料能明顯改善CPC的脆性、同時增強斷裂強度等方面的力學性能，研究表明目前的各類方法還是存在一定的弊端。如載入纖維可以使CPC基體的韌性提高兩個數量級，但是，與此同時，應用于微創手術的可注射性能會受到限制。載入微球可以使CPC的拉伸強度提高三個數量級，抗彎強度提高4倍，但是抗壓強度會有所降低，需要同時載入其它的增強劑（如β-TCP）。雙重（相）固化CPC是一種比較理想的力學增強途徑，在水化、固化過程中，同時形成水凝膠相作為第二相，形成韌性更強、且對其應用性能基本不產生影響的CPC/水凝膠復合物，但載入后殘留的高分子單體具有毒性。

目前CPC各種力學增強方式正在逐漸成熟，但同時具備力學強度、剛度、彈性等與承重骨組織匹配，降解與新骨組織生成同步，同時具備抗菌、促進骨愈合等理想性能的CPC還需要進一步研究。可能的解決途徑之一是綜合各種力學增強方式，并配合軟件模擬分析輔助，以期制備性能最佳的改良型CPC。

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