鈣-磷系自固化材料改性研究進展

李 航，廖建國，馬婷婷，馮錦倫

(河南理工大學材料科學與工程學院，焦作 454000)

0 引 言

臨床上絕大多數骨缺損是不規則的，定型的骨修復材料不易與周圍骨組織緊密接觸，從而影響修復效果，所以集成型和修復一體的骨水泥被廣泛應用于骨科微創手術。骨水泥主要分為生物惰性的聚甲基丙烯酸甲酯(polymethylmethacrylate, PMMA)骨水泥、生物活性的磷酸鈣水泥(calcium phosphate cement，CPC)和其他復合骨水泥[1]。PMMA骨水泥力學強度高，在臨床應用中使用最廣泛，但其不可降解，聚合過程放熱量大，易殺死周圍正常細胞，且未聚合單體具有細胞毒性[2-4]。CPC由兩種或兩種以上磷酸鈣粉末與液相溶液混合制備而成。CPC經溶解-沉淀反應生成的水化產物透鈣磷灰石或磷灰石(羥基磷灰石或缺鈣型羥基磷灰石)，與骨的主要無機成分相似，將CPC植入體內后不會引起抗原反應，骨水泥能與骨直接結合，形成強骨-材料界面，成為新骨生長的模板，為新骨生長提供細胞附著增殖場所[5-7]。與PMMA骨水泥相比，CPC水化過程放熱量低，可降解，無細胞毒性，生物相容性好，可促進新骨再生[8-9]。然而，CPC力學強度低，不能用于承重部位，降解速度緩慢，誘導成骨細胞增殖分化和血管生長能力有待提高，與臨床應用需求仍存在一定的差距，所以國內外研究者對其進行了大量的改性研究[10-12]。本文從CPC的理化性能和生物學性能兩方面綜述了其改性研究進展。

1 CPC的理化性能

1.1 力學強度

CPC固化反應是溶解-沉淀的過程，當水泥固相顆粒與液相溶液混合后，固相顆粒逐漸溶解，顆粒周圍溶液過飽和，生成細晶和微晶，細晶和微晶相互纏繞，隨著時間推移，晶體不斷生長，晶體纏繞網絡逐漸致密，致使CPC具有一定力學強度。CPC可用于人體非承重部位，如牙周疾病治療、顱骨-頜面外科重建等，不能用作承重部位骨修復材料。目前，增強CPC力學性能方法主要分為三類：(1)顆粒增強；(2)纖維增強；(3)優化制備條件。

1.1.1 顆粒增強

當顆粒作為增強體均勻分布在CPC基體中后，填充了基體內部孔隙，材料結構致密，同時在外加載荷作用下，顆粒會阻礙基體位錯運動，位錯密度增加從而強化了基體，CPC強度得到提高。Zhang等[13]在CPC中加入粒徑小于106 μm的摻銅磷酸三鈣顆粒，改性后的骨水泥抗壓強度提高了30%。Xia等[14]以納米氧化鐵顆粒填充CPC基體，降低了CPC內部孔隙率和孔隙體積，其抗折強度增加了一倍。Lin等[15]將納米磷酸銅顆粒與CPC復合，納米顆粒填充了水泥顆粒空隙，提高了結構密實度，抗壓強度提高。

1.1.2 纖維增強

纖維通過橋接、裂紋撓度和摩擦滑動等增強機制可對CPC基體進行力學增強。當水泥基體產生裂紋時，纖維橋接裂紋，阻止裂紋繼續擴展并改變裂紋擴展方向；纖維引起裂紋撓曲延長裂紋擴展距離，消耗能量；纖維在被拔過程中與水泥基體發生摩擦滑動，會進一步消耗來自應力的能量，從而提高水泥的抗斷裂性能。Zhang等[16]選用細菌纖維素(BC)纖維增強CPC，纖維表面的OH鍵與CPC表面Ca2+發生配位反應，形成纖維-基體強界面(見圖1)，摻入2%(質量分數)BC纖維后抗壓強度提高了兩倍。Li等[17]發現2%(質量分數)玄武巖纖維可顯著提高了CPC的韌性，同時，抗折和抗壓強度也得到提高，但隨著纖維含量的增加，增強效果降低。Petre等[18]發現當CPC中加入5%(質量分數)聚乙烯醇纖維后，其斷裂功為(8.7±2.5)kJ/m2，達到皮質骨最低韌度值(1.5～15 kJ/m2)。

圖1 BC纖維與CPC界面反應的制備方法和機理[16]

1.1.3 優化制備條件

CPC粉體顆粒粒徑會影響其力學強度，顆粒越小，顆粒比表面積越大，與液相接觸面積越大，磷灰石晶體生成速率越快，會形成大量細晶和微晶，晶體密集纏繞使CPC力學強度增加。黃萍等[19]采用球磨技術對CPC粉末進行機械活化處理，原料粉末比表面積增大，原料反應活性提高，致使水泥固化后的水化產物黏結更加緊密，提高了水泥結構密實度，結果表明，原料經過球磨處理后的CPC抗壓強度約為未處理的兩倍。

當CPC固化的時候外部環境發生改變時，水泥性能會發生變化。Wang等[20]將石墨烯(RGO)/碳納米管(CNTs)增強的CPC在微波環境下進行固化反應，微波有助于離子擴散，加速固化反應，會促進RGO、CNTs和基體界面結合緊密，與未處理的復合CPC相比，微波處理后的復合CPC力學強度增高且先達到最大值。

1.2 可注射性

可注射骨水泥常用于填補骨質疏松引起的骨折損傷、骨折原位固定和腫瘤等疾病治療的微創手術中[21]，是手術成敗的關鍵因素之一。CPC的可注射性是指在骨水泥注射過程中能夠保持均勻性的能力。當前，表征骨水泥可注射性的方法主要為：(1)使用萬能試驗機對注滿骨水泥的注射器進行外力加載，加載速度固定，計算骨水泥被擠出部分重量與初始重量的百分比；(2)對裝滿骨水泥的注射器進行固定的外力加載，計算骨水泥注射后的質量殘余率；(3)測試定量的骨水泥被完全注射所需要的注射力[22-25]。CPC原料顆粒內部分散度和漿料黏度顯著影響CPC漿料可注射性。

Hurle等[23]通過加入植酸(IP6)對CPC進行改性(見圖2)，隨著IP6量增加，CPC基體中Ca2+與IP6中磷酸基團螯合產生的螯合物含量增加，使游離Ca2+含量降低，水泥漿體固化時黏度增加，固化反應速度延緩。但IP6加入提高了CPC表面電荷量，可有效分散水泥顆粒，使水泥漿體能有效通過注射器，在混合10 min后CPC仍保持良好的可注射性。Nezafati等[24]在以磷酸四鈣(TTCP)為主要成分的CPC中加入微乳化明膠顆粒(GMs)得到可注射骨水泥(GMs/CPC)，隨著GMs用量增加，GMs/CPC凝結時間延長，注射時間增加；GMs/CPC的可注射率高于純CPC；其中，含10%(質量分數)GMs的骨水泥可注射性最佳。Amirian等[25]將海藻酸(ALG)-透明質酸(HA)微珠(ALG/HA)摻入CPC后，與CPC對比，在注射位移12 mm時所需注射力更低，且兩種骨水泥在注射過程中無裂縫出現(見圖3)。

圖2 植酸與CPC粉體結合形成可注射CPC[23]

圖3 CPC和CPC/ALG-HA水泥的可注射性分析[25]

1.3 抗潰散性

在體內液體環境下，未固化完全的CPC漿體易受到周圍組織液體侵蝕，發生材料解體潰散，潰散的水泥顆粒易進入血管中隨血液流動，容易使血管堵塞，若潰散的水泥顆粒隨血液流動進入器官中，會引起肺栓塞等嚴重術后并發癥[26]，因此，抗潰散性是CPC重要的性能之一。

圖4 KGM/GG共混物的加入顯著提高了CPC的抗沖刷性能[28]

1.4 放射不透明性

在微創手術中，為及時掌握骨水泥注射情況，避免骨水泥滲漏或注射不足，骨水泥注射過程需要在放射顯影器下進行。但CPC與骨成分相似，X射線照射下兩者對比度低，難以區分，會影響手術操作判斷，因此需要提高CPC在X射線下的顯影效果。添加造影劑于骨水泥中可提高其放射不透明性，常用的造影劑主要為原子量高、比重大的高密度造影劑，如BaSO4和碘制劑等。

Liu等[31]把造影劑BaSO4引入玉米淀粉(starch)-CPC中，通過在大鼠皮下注射和股骨注射評價復合水泥放射不透明性，結果發現，摻有20%(質量分數)玉米淀粉的磷酸鈣復合骨水泥(CPS)與自體骨有相似的放射不透明性，而添加20%(質量分數)BaSO4和20%(質量分數)玉米淀粉-磷酸鈣復合骨水泥(CSB)、添加30%(質量分數)BaSO4的PMMA放射顯影密度均高于自體骨，能呈現出清晰的X射線對比影像(見圖5)。

圖5 骨水泥X射線影像片(a)皮下植入和(b)股骨植入(CPC：磷酸鈣水泥；CPS：20%(質量分數)玉米淀粉-磷酸鈣復合水泥；CSB：添加20%(質量分數)BaSO4和20%(質量分數)玉米淀粉-磷酸鈣復合水泥；PMMA：添加30%(質量分數)BaSO4的聚甲基丙烯酸甲酯水泥；Sham為自體骨)[31]

碘比醇(iobitridol)為非離子型溶于水的含碘造影劑，性能穩定，滲透壓低，耐受性好，Le Ferrec等[32]將水溶性碘化造影劑碘比醇與CPC結合，當碘比醇含量在水泥中達到70 mg/mL時，CPC能快速釋放定量造影劑，且摻入碘比醇并不影響骨水泥的可注射性、力學強度和生物相容性。

在市場經濟條件下，各企業之間的競爭愈演愈烈，各企業在面對如此激烈的競爭時，往往會采用各種各樣的手段來提高企業的效益，諸如采用賒銷的辦法來刺激企業產品的輸出，減少產品的滯留，也能夠使顧客更加愿意去購買相應企業的商品。然而，賒銷政策的實施，雖有利于促進銷售，但也往往會帶來客戶拖欠款的現象。企業收不回應收賬款，會給企業帶來一定的資金危機，從而使企業不能夠持續穩定地發展。因此，市場上商業競爭過大也是企業應收賬款制度現存的一個大問題。

鉍是一種不透光元素，毒性低。Wu等[33]加入鋁酸鉍(BiA)來增強CPC輻射透明度，隨著BiA含量的增加，CPC的對比度提高，放射不透明度得到顯著改善，BiA-CPC也具有良好的細胞相容性。

2 CPC生物學性能

2.1 成骨活性

骨移植物的基本特性包括骨傳導、骨誘導、骨形成和結構支撐[34]。對于CPC，可通過改性促進其骨誘導、骨形成和成血管化等提高成骨活性。常用的改性方法主要為兩種：添加生物活性因子和添加生物活性離子。

2.1.1 添加生物活性因子

生長因子可以調控成骨細胞和破骨細胞基因表達，促進骨細胞分化，誘導血管生長。在CPC中加入生長因子后，可誘導新骨和血管生長，進一步促進骨損傷部位愈合。蛋白質基本組成單位氨基酸可促進骨髓間充質干細胞(BMSCs)增殖分化[35]，賴氨酸為骨骼代謝重要的氨基酸，Shi等[36]將賴氨酸引入CPC，實驗發現對BMSCs成骨分化有顯著性改善，促進了纖維連接蛋白的固定。

降鈣素基因相關肽(CGRP)可以刺激血管皮內細胞增殖[37]，通過促進血管生長，為骨生長傳輸營養物質，從而促進骨生長。Lv等[38]將CGRP與殼聚糖-Sr-CPC相復合后，釋放的CGRP可增強人臍靜脈內皮細胞增殖，顯著上調血管內皮生長因子(vascular endothelial growth factor, VEGF)基因表達和蛋白分泌，改善血管生成。

2.1.2 添加生物活性離子

微量元素在骨生長過程中發揮著重要作用，可促進骨質礦化和膠原合成，刺激成骨細胞增殖，誘導BMSCs分化為成骨細胞，抑制破骨細胞活性，刺激血管內皮生長基因表達促進血管生長，優化骨免疫調節特性。與生長因子成本高、半衰期短、釋放不穩定不易控制，僅適用于短期骨愈合相比，生物活性微量元素離子可通過多種方式儲于CPC中，且相對生物活性因子更容易調控其釋放速率。目前，在CPC中摻雜具有生物活性的微量元素離子，如Zn、Si、Cu和Sr等，成為一種提高骨水泥成骨活性的新型有效策略。

圖6 0% ZS/PLGA/CPC和10% ZS/PLGA/CPC復合材料分別植入4周(a)、8周(b)和16周(c)后的代表性組織學切片和新骨定量結果(d)(NB：新骨；M：材料)[43]

據報道[45]，Cu2+刺激BMSCs增殖并分化為誘導礦化的成骨細胞，可調節VEGF，刺激新血管生長，有助于新骨生長。Zhang等[13]將合成的摻銅磷酸三鈣(Cu-TCP)顆粒，與由部分結晶磷酸鈣和無水磷酸二鈣組成的CPC混合制成Cu-CPC，Cu2+與CPC表面生成的羥基磷灰石(hydroxyapatite, HAp)晶體相結合導致Cu2+離子釋放量相對較低，小鼠BMSCs和人臍靜脈內皮細胞在Cu-TCP/CPC上均有良好的活性，骨和血管相關基因表達上調，Cu-CPC對血管化新骨再生具有促進作用。Lin等[15]用CuP納米顆粒作為Cu2+載體引入CPC中，結果表明，釋放的Cu2+刺激成骨分化基因和血管相關基因表達，從而促進血管生長和BMSCs增殖分化。

Sr元素具有雙重作用，一方面能刺激成骨細胞分化，另一方面又抑制破骨細胞活性，在骨質疏松治療中起著關鍵作用[46]。Schumacher等[47]研究了Sr-CPC對人間充質干細胞體外增殖和成骨分化的影響，結果表明，由Sr-CPC處理的人間充質干細胞中ALP活性高，Sr-CPC促進人間充質干細胞增殖和成骨分化。Schumacher等[48]研究了Sr-CPC對破骨細胞的影響，結果表明，Sr-CPC在體外不能抑制破骨細胞形成，但能顯著降低破骨細胞對骨基質的吸收。Lode等[49]采用SrCO3取代 α-TCP基骨水泥粉體中的CaCO3組分，制備了Sr-CPC，Sr摻雜增強了CPC的骨原細胞增殖和成骨分化，在人尸體脊柱手術中證實了Sr-CPC在球囊后凸成形術具有適用性。

2.2 生物可降解性

CPC水化產物HAp溶解度較低，導致CPC在體內降解緩慢，難以與新骨生長同步。此外，CPC水化晶體之間存在孔隙，但孔徑微小導致新生骨組織僅限于生長在表面，無法滲透進入結構內部[50]。為了提高CPC降解速度，同時增大其內部孔隙體積，目前主要采用的策略是在CPC中引入致孔劑。致孔劑在CPC內部可以發生快速溶解或降解，使水泥內部產生大孔，大孔可傳遞營養成分，允許成骨細胞、破骨細胞和成血管相關細胞進入孔隙內生長[51]，同時，致孔劑降解引起的孔隙會增加體液接觸面積，提高骨水泥在體液中的溶解性，促進水泥顆粒降解，從而有助于骨修復重建。

Yamamoto等[52]將粒徑為200～500 μm具有不同熱處理歷史的低內毒素GMs分散在CPC中，與CPC相比，GMs/CPC更易降解和吸收，并伴隨著新骨生成(見圖7)；GMs/CPC的溶解速率與GMs熱處理溫度相關，通過調節GMs預熱處理溫度可控制CPC體內吸收速率和降解速率，其中383 K下GMs熱處理24 h的復合CPC降解性最佳。Smith等[53]把葡萄糖微粒(GMPs)和PLGA微粒作為CPC的雙致孔劑；體外降解8周后，GMPs和PLGA微粒幾乎完全降解，復合水泥孔隙率顯著增加；同時，GMPs的加入提高CPC早期孔隙率，促進PLGA降解產物擴散，減輕了PLGA降解物造成局部酸性。Grosfeld等[54]GMPs作為CPC的致孔劑，將GMPs/CPC植入大鼠股骨缺損兩周后出現明顯降解，且骨生成量顯著增加。Lodoso-Torrecilla等[30]在CPC中摻入PLGA和PVP顆粒，發現低分子量的PVP加入可影響骨水泥早期降解性，PLGA在CPC中內部水解降解產生的酸性單體，對CPC的充分降解有利。

圖7 明膠微粒進行適當熱處理分散，使磷酸鈣骨水泥迅速吸收并伴隨骨形成[52]

2.3 載藥性

以CPC為載體的藥物緩釋體系是一種比較先進的給藥體系，藥物可以與CPC的固相或液相結合，附著在CPC表面或孔隙內，負載藥物的CPC復合體系具有載藥穩定性，可在骨缺損部位進行持續藥物釋放，使藥物維持在有效濃度范圍內，提高了藥物利用率，同時降低了藥物對于其他器官部位的刺激副作用。

Montazerolghaem等[55]在預混合酸性CPC中載入不同劑量的辛伐他汀發現，辛伐他汀可抑制破骨細胞分化和骨再吸收，但并不影響細胞增殖和生存能力。吳建煌等[56]用可降解的PLGA微球包裹利福平(RFP)藥物，與CPC復合得到RFP-PLGA-CPC發現，其固化體斷面孔隙比未改性的CPC多，有利于提高成骨性，且藥物可持續穩定局部釋放。Ghosh等[57]以含量不同的無定形晶態HAp作為CPC的固相，將萬古霉素和環丙沙星摻入固相中，研究發現，前體CPC組分中HAp處于初生沉淀無定形狀態時間越久，藥物擴散釋放越活躍，而凝結速率與藥物釋放速率和無定形HAp的含量成反比。

Prokopowicz等[58]將合成的介孔二氧化硅(CaP@MSi)與CPC制成雙相復合材料，用作鹽酸阿霉素(DOX)的給藥系統，結果表明，復合提高了CPC的成骨細胞活性，延長了DOX的釋放時間。Lucas-Aparicio等[59]將Si-β-TCP陶瓷粉末與微膠囊相變材料(MPCM)制備Si-CPC并負載萬古霉素，結果發現，Si-CPC具有零級釋放動力學，與負載的藥物濃度無關，能有效地調整藥物釋放動力學，抑制金黃色葡萄球菌的生長。Filippo等[60]將硫酸慶大霉素作為模型藥物，分別采用藥物微粒直接與CPC混合、負載藥物的固體脂質微粒與CPC混合、藥物直接與CPC和固體脂質微粒復合等三種方式進行性能對比，結果顯示，藥物微粒與CPC復合的效果較優，能抑制菌株及分離株活性，可長期緩慢釋放抗菌活性藥物，且其物理性能沒有減弱。

3 結語與展望

CPC具有良好生物活性和生物相容性，能任意塑形，自行固化，但是CPC性能與臨床所需仍有一定差距。

與天然骨相比，CPC脆性大，力學強度低，不能應用于承重部位，所以其力學性能改善一直被重點研究。根據顆粒和纖維增強機制，將納米顆粒和纖維引入CPC中，可使其內部結構致密，抗壓強度增大，同時纖維在內部承擔部分外界沖擊應力，可提高其韌性和抗沖擊能力。在體內植入環境下，CPC由于處于復雜的體液環境容易發生潰散，預設結構遭到破壞，顆粒沖散分布到其他部位，容易引起血管堵塞等并發癥，研究者們通過增強水泥顆粒內部黏聚力來提高CPC的抗潰散能力，防止其植入體內發生潰散。從臨床應用角度而言，CPC的可注射能力和放射不透明性都應引起重點關注，增強其可注射性有助于手術操作，而通過改善CPC的放射不透明性，使其與自體骨影像在放射條件下呈現不同程度亮度，便于操作人員觀察骨水泥注射進度，防止發生骨水泥滲漏和填充不足。

CPC降解緩慢，不能誘導成骨細胞增殖分化和新血管生長，其生物學性能亦被重點關注。生物活性因子和生物活性離子在成骨過程發揮著重要作用，將它們引入CPC中，植入體內后可刺激成骨相關基因，參與成骨過程，促進新血管產生。CPC植入體內后，細胞逐漸長入水泥內部，在其內部發生增殖分化，同時與周圍組織相結合，CPC應逐漸降解，最終新生骨組織取代CPC，骨缺損部位愈合。由于結構致密，內部大孔隙少，CPC降解速度緩慢，無法與骨生長速度相匹，將致孔劑摻入其中，促使內部產生大孔隙，可加速骨水泥降解。此外，CPC作為單一骨修復材料具有一定局限性，如何將其與藥物相結合成為了研究熱點；理想狀態下，藥物與CPC結合，隨著CPC在體內降解，藥物緩慢釋放，植入部位可持續保持一定的藥物濃度，使骨愈合和靶向治療能夠同步進行。總之，CPC理化性能和生物學性能如何綜合改性以滿足臨床應用需求，成為CPC未來研究的新挑戰。