多孔鉭植入物在骨缺損中的應用進展

彭琳晶，干耀愷，姚怡飛*

(1 上海交通大學 生物醫學工程學院，上海 200030;2 上海交通大學 醫學院附屬第九人民醫院 骨科，上海 200011)

骨缺損常見于腫瘤切除、先天性畸形、骨折、髖關節或膝關節置換手術翻修或牙科中的牙周炎等情況[1]，直接影響病人的肢體活動，甚至對生活質量和生命安全造成影響。在關節面，緊鄰關節部位，或者韌帶的銜接部位的骨缺損會造成一系列問題，需外科的干預促進骨缺損愈合，對此骨科醫生面臨著巨大挑戰[2]。臨床中自體骨移植是骨科修復的傳統方法，與同種異體移植相比，它具有較快的融合與較少的移植排斥問題等優點。然而，自體骨來源有限且易對患者造成二次傷害，可能會造成供體部位疾病的發生，包括運動受限、感知障礙和疼痛[3-5]等問題，限制了自體骨移植在節段性骨缺損治療中的使用。迄今為止，針對治療骨缺損植入材料的研究仍在繼續，其中不銹鋼、鈦合金、鈷鉻合金是目前在臨床中常用的骨缺損修復金屬材料，但仍存在高彈性模量[6]、高摩擦因數[7]、細胞毒性[8]和潛在的過敏風險[9]等問題。若將金屬制備成多孔結構，會大大降低原本遠高于人體植入所需的剛度與強度，還有利于骨組織向植入體內生長融合，加強植入體與骨組織的連接。

鉭是一種原子序號為73的化學元素，而多孔結構的鉭作為一種新型植入材料，相比于鈦具有更高的惰性，即使在強酸環境中，其表面形成的氧化膜也可維持較好的抗腐蝕性能[10]，植入體內后表現出優異的細胞及組織相容性，進一步保證了骨植入物在體內的長期穩定性。同時多孔鉭材料具有高孔隙率、低彈性模量和適當的力學性能[11]，與人類松質骨相似的多孔結構，表現出良好的骨傳導能力及骨長入能力，被認為是優異的修復骨缺損的生物醫用材料之一[12]，近年來受到越來越多的關注[13-14]。本綜述總結多孔鉭作為治療骨缺損的植入材料，在制備工藝、表面改性、生物學研究及臨床應用方面的研究進展，并提出多孔鉭在表面改性建立復合體系、優化制備工藝及個性化制備技術的發展方向，為多孔鉭植入物在治療骨缺損的臨床應用提供參考。

1 鉭結構特點與發展歷史

外科醫生一直在嘗試利用各種金屬來修復身體的缺陷，長期的實驗結果也證明這是一個可行的方法，然而植入體對醫用金屬有較高的要求。金屬植入物在人體中的應用日益廣泛，誘導炎癥反應是金屬的一個致命缺陷，易導致患者的疼痛與不適。金屬鉭作為一種具有強韌性的惰性金屬，易與氧氣結合在其表面形成一層薄且致密的氧化層，該氧化物幾乎不溶于酸性物質，僅溶于濃硫酸和磷酸，使金屬鉭具有較好的生物相容性，在20世紀就有文獻報告將金屬鉭應用在醫學領域[15-17]。

鉭在醫學領域中的發展主要分為3個階段。在1940年，鉭最初被用于外科縫合線，主要用于縫合皮膚，縫合后因未出現炎癥或疤痕組織，醫生嘗試將其應用于其他的病例中[15]。在第二次世界大戰期間，鉭開始被廣泛用于戰場創傷引起的顱骨缺損[16]。隨后鉭的使用范圍逐漸擴大，包括血管吻合[17]、腹疝[18]、神經重建[19]以及額竇[20]，這些文獻報告均表明鉭具有出色的生物相容性，唯一的缺點是鉭的價格昂貴。從1950年代開始，鈦作為醫用金屬逐漸替代了鉭[21-22]，而鈦的價格遠低于鉭[23]。金屬鉭發展的第2個階段是隨著粉末冶金技術的引入及多孔金屬的制備成功。以多孔鈦為代表，多孔金屬逐漸廣泛應用在醫學領域。多孔結構不僅可以提供力學支撐，還可促使骨組織長入，達到再生和生物固定的效果。而多孔鉭雖在價格上高于多孔鈦，但多孔鉭表現出更優異的促進人成骨細胞增殖、分化和黏附的能力[12]。Implex公司開發的Hedroced是最早的商業化多孔鉭材料，后被美國捷邁公司并購，改名為Trabecular Metal，也叫作骨小梁金屬。在1997年，FDA批準Trabecular Metal作為一種多孔鉭植入物應用于髖關節骨缺損的治療，標志著多孔鉭植入物商業化的成功。目前，臨床中最常用的多孔鉭植入物為該公司所生產的相關產品。第3階段主要是多孔鉭制備工藝的進步，隨著增材制造技術的提出與應用發展，大幅度提高了原料的使用效率，同時可精確調控孔隙率與孔徑，可設計出個性化定制的多孔鉭植入物。目前，國內臨床嘗試3D打印個性化定制植入體，但在專用設備及工藝方面仍需攻克較多問題。

2 多孔鉭的制備工藝

金屬鉭作為一種生物惰性金屬，在體內形成的惰性氧化物涂層具有防腐效果，避免金屬離子引起的炎癥或異物反應，被視為最理想的植入物材料，但相對于鈦及其合金，研究多孔鉭的文獻相對較少。同時，金屬鉭高達2996 ℃的熔點增加了鉭的加工難度。目前，常見的多孔鉭制備工藝主要有化學氣相沉積法(chemical vapor deposition,CVD)、粉末冶金(powder metallurgy,PM)、增材制造技術(additive manufacturing, AM)等，應用在多孔鉭加工的增材制造技術主要為激光熔覆沉積技術(laser engineering net shape,LENS)、選擇性激光熔化成型(selective laser melting, SLM)和電子束熔化成型(electron beam melting, EBM)。通過不同的制備工藝獲得的多孔鉭形態各不相同，但其目的是制備出適當的力學性能的同時要保證開放的孔隙相互連接的微結構的多孔鉭來提高骨傳導性能。不同工藝所制備的多孔鉭支架的微結構如圖1所示[24-29]，具體的孔隙率及力學性能，如表1所示[1,12，27，29-32]。

表1 多孔鉭制備工藝、孔隙率及力學性能

圖1 人體松質骨與不同工藝制備的多孔鉭掃描電鏡圖

2.1 化學氣相沉積

目前，在臨床中常用的多孔鉭相關產品，主要通過CVD工藝制備，制備過程如圖2所示[33]。主要制備過程大致可分為兩步：首先，將聚亞安酯泡沫前體熱解制備多孔碳支架，這種碳支架的孔隙率高達98%，然后運用CVD技術，將汽化后的鉭金屬離子均勻沉積到多孔碳支架上，形成與人體松質骨結構相似的多孔鉭。該多孔鉭的形狀與力學性能主要依賴于多孔碳支架，可根據不同的需求設計不同的尺寸與形狀的多孔碳支架，也可通過調節鉭沉積厚度來調整力學性能或孔徑。Ma等[26]以多孔碳化硅材料替代多孔碳支架，利用CVD技術制備了新型多孔鉭。其制備過程中發現鉭涂層的厚度與沉積時間線性相關，可控制多孔碳化硅支架表面鉭沉積的厚度，制備出不同力學特性的多孔鉭。該制備工藝不僅解決了碳化硅因脆性較大而不足以支撐承重部位載荷的缺陷問題，同時制備的多孔鉭具有理想的孔隙率和三維互通的網狀結構及與骨組織相匹配的力學性能。目前，應用于骨科的鉭材料的平均孔徑為400～600 μm，孔隙率約為75%～85%，平均最大抗壓強度為50～70 MPa[30]。但這種制備方法不能保證多孔材料在制備過程中孔徑和孔隙率的精度，因此多孔鉭的孔徑大小和孔隙率對成骨和骨結合的實際影響并不確定。同時，在制備過程中需要價格高昂的原料，過高的制備成本限制了其在生物醫用領域的廣泛應用。

2.2 粉末冶金

粉末冶金也被稱為空間占位法，與CVD制備法相比，制備成本更低。PM主要分為4個步驟，如圖3所示[28]。在此制備方法中，首先需要將金屬鉭粉末與造孔劑粉末充分混合，并施加適當的壓力來壓實，后將壓胚放入溫水中使造孔劑溶解，最后進行燒結制備出具有多孔結構的鉭。對于造孔劑的選擇要考慮成本、溶解速度、熔點、細胞毒性等因素。常見的造孔劑有淀粉、尿素、氯化鈉和蔗糖。Adamek等[31]將蔗糖作為造孔劑，根據鉭與蔗糖不同的配比，制備出孔隙率分別為50%，60%，70%的多孔鉭。另一項研究是將氯化鈉顆粒作為造孔劑，在制造過程中利用兩種不同大小的NaCl顆粒(100～397 μm，397～940 μm)，改變兩種NaCl顆粒的比例(0∶100，50∶50，70∶30)，制備出孔隙率分別為60%，70%，80%的多孔鉭[28]。不難看出，利用PM制備的多孔鉭的孔隙率與力學性能主要取決于造孔劑的顆粒大小及混合物中的含量。

圖3 PM制備法制備示意圖[28]

此外，Yang等[27]嘗試利用浸漬海綿與燒結技術相結合制備多孔鉭，將有機海綿作為多孔骨架，添加聚乙烯醇作為黏結劑，以此來優化鉭顆粒對海綿的黏附能力，燒結獲得多孔鉭，該制備方法解決了在CVD制備技術中殘余碳對生物相容性的不利影響。體外測試表明，通過該制備方法在促進骨細胞增殖與細胞毒性方面表現突出。

2.3 增材制造

相對于粉末冶金、氣相沉積等傳統的制備方法，增材制造技術在高熔點金屬加工中凸顯優勢，尤其是在原材料成本較高的金屬鉭的加工中，既縮短了時間成本也降低了材料消耗。增材制造技術具有個性化定制的特點，可精確控制宏觀結構與微觀結構[34]，能最大程度地滿足在不同應用情境下的需求，因此近期受到廣泛的關注。目前，增材制造技術廣泛應用于多孔金屬的骨植入物加工生產中[34-39]。

增材制備工藝如圖4所示[37-39]。2010年，Balla團隊[12]首次報告了通過LENS技術加工多孔鉭，發現可通過LENS技術中的激光功率、掃描速度、粉末進給率、層厚及激光掃描距離等加工參數控制多孔鉭的孔隙率，并成功制備了孔隙率范圍在27%～55%、楊氏模量范圍為1.5～20 GPa的多孔鉭樣品。制備出的多孔鉭與多孔鈦對照相比，其良好的化學性質、高潤濕性和較高的表面能，增強了多孔鉭表面與細胞的相互作用，表現出優異的細胞黏附、生長和分化。2015年，Wauthle等[29]首次應用SLM技術，制備出孔隙率高達80%，且具有完全連通開放的多孔鉭，多孔鉭與多孔鈦合金相比表現出更優異的成骨性能和疲勞強度。Luo等[40]利用SLM技術，設計并制備了孔徑分別為100～200，200～400，400～600，600～800 μm，對應的孔隙率分別為25%，55%，75%，85%的多孔鉭支架，通過體內外實驗及有限元分析研究了多孔鉭的孔徑和孔隙度對成骨與骨融合性能的影響，發現孔徑為400～600 μm的多孔鉭支架表現出最合適的滲透性和比表面積，有利于細胞黏附和增殖，如圖5所示[40]。該研究表明利用增材制造技術可以設計出最合適的多孔結構，最大化發揮多孔鉭材料的優勢。增材制造的最大優勢是可以根據臨床應用的需求個性化定制不同形狀或制備不同孔隙率的多孔結構，目前為止，該技術已有部分臨床轉化，后續需要更多制備技術與設備的開發。

圖4 AM制備工藝示意圖 (a)LENS[37]；(b)SLM[38]；(c)EBM[39]

圖5 多孔鉭支架的孔徑對成骨與骨融合的影響[40]

3 力學性能

作為骨植入物材料替代人體的骨組織需要滿足以下條件，首先，需要適當的剛度和抗壓強度為骨關節提供支撐，為植入物提供有利于骨組織再生的力學環境，但也不能過高，否則會引起新骨形成所需載荷降低；其次，要有一定的抗疲勞斷裂的能力；最后，植入材料的彈性模量要與人體骨的彈性模量相匹配，避免出現應力屏蔽，造成植入的失敗。只有當骨組織受到合適大小的力學載荷時，骨組織才會正常生長[41]。受力不足，則會引起骨吸收；受力過大，則會破壞骨組織[42]。

3.1 抗壓強度

骨組織是一種對受力較為敏感的組織，當植入物植入體內后其周圍骨組織的受力情況與骨組織的生長情況息息相關。健康的哺乳動物的皮質板層骨可承受的極限強度或斷裂強度閾值大約為120 MPa(或應變超過25000 με)，發生骨吸收的應力閾值范圍是1～2 MPa(或應變低于50～100 με)，同時會導致剛度和密度下降；發生骨生長的應力閾值是20 MPa(或應變超過1000～1500 με)，進一步導致骨強度增大；發生疲勞損傷的應力閾值為60 MPa(或應變超過3000 με)，相應的骨組織更容易發生損傷[41]。因此，制備的多孔鉭植入物的抗壓強度足以滿足骨組織力學功能的重建。從表1多孔鉭壓縮實驗的結果可知，抗壓強度的差異可能來源于多孔結構的結構和工藝的差異。在不同制備工藝下多孔鉭的壓縮應力-應變曲線中，與CVD制備的鉭支架相比，AM小梁支架在較低的應變下表現出壓縮屈服點，如圖6所示[43]。值得注意的是，多孔鉭支架的抗壓強度與孔隙率呈負相關，因此，設計合理的孔徑或孔隙率來平衡多孔鉭的抗壓強度也是未來的研究重點。

圖6 不同方法制備的多孔鉭的壓縮應力-應變曲線[43] (a)CVD；(b)AM

此外，孔隙幾何結構也是設計多孔植入物時要考慮的重要參數，孔隙幾何結構的設計很大程度上受到制備方式的影響，CVD制備方式是通過化學反應沉積在碳骨架，其孔隙結構呈鱗片狀的疊加，相反在AM制備方式中可以設計與加工孔隙結構，與CVD制備的鉭支架相比，AM小梁支架在較低的應變下表現出壓縮屈服點[43]。在相關文獻中AM制備方式已成功制備出孔隙幾何結構為菱形十二面體[32]，仿生骨小梁[43]和菱形[44]的多孔鉭支架。也有一些研究是通過有限元來預測不同孔結構的骨科植入體的應力分布和力學性能，Gao等[45]對具有立方體、斜十二面體和泰森多邊形孔隙結構的多孔鉭植入物模型進行了有限元受力分析，應力分布結果顯示最大主應力主要集中在支柱交叉處，是對于載荷最為薄弱的部分。但孔隙結構對多孔鉭支架的力學性能、生物相容性和骨結合的影響有待進一步研究。

3.2 疲勞強度

骨植入物在體內中承受高循環的載荷[46]，因此在多孔鉭支架設計過程中也需要考慮其疲勞性能。Ghouse等[47]對比了四種金屬合金的高周期性疲勞強度(CP-Ti，Ti-6Al-4V ELI，Ta和Ti-30Ta)，結果顯示在同樣的剛度下，多孔鉭和鈦鉭合金具有最大的疲勞強度，比CP-Ti高8%，比Ti-6Al-4V高19%。同時，在此研究中通過優化AM制備工藝參數，多孔材料的疲勞強度提高了7%～8%。Wauthle等[48]的研究也發現，在106的循環中多孔鉭的疲勞強度明顯高于多孔鈦合金(Ti-6Al-4V ELI)(7.35 MPavs4.18 MPa)，前者由于其高延展性，允許更多的塑性變形，降低了裂紋的產生和擴散[49]。

3.3 彈性模量

人體的皮質骨的孔隙率為3%～5%，彈性模量為7～30 GPa，松質骨的孔隙率為50%～90%，彈性模量為0.01～3.0 GPa[50]。固體形態下的鉭的彈性模量為185 GPa，遠超過骨組織的彈性模量，而多孔鉭的彈性模量為2.3～30 GPa，孔隙率為27%～85%[12,29,51]，與皮質骨或松質骨相比有很大可變空間。通過表1中數據可以看出，彈性模量同樣受到加工工藝的影響。Zhou等[52]發現了SLM工藝中的能量密度與掃描速度對產品致密度的影響，利用優化的SLM技術工藝制備出最高致密度高達96.92%的鉭樣品；顯微硬度從120HV提高到445HV；抗拉強度從310 MPa提高到739 MPa，相較于粉末冶金產品，其力學性能均提升2倍以上。多孔結構的彈性模量不僅受其制備工藝及相關參數的影響，還受其孔隙特性的影響。通過數值仿真的方式，發現多孔結構中立方孔支架比斜孔支架具有更高的結構模量，且多孔支架的彈性模量與孔隙率呈負相關[53]。

4 多孔鉭表面改性

除骨植入物本身的力學特性外，植入體表面和骨關節之間的界面摩擦往往是成功的初始承載和保持穩定性的關鍵。較多的研究團隊通過對材料表面改性提高多孔鉭的表面性能，主要分為生物材料涂層與表面處理，主要目的是增加早期穩定性及抗菌性能，建立更優的材料骨結合界面。

4.1 微弧氧化

微弧氧化(micro-arc oxidation, MAO)被認為是最有用的表面改性方法之一，李振宗等[54]利用微弧氧化和堿處理技術處理多孔鉭材料形成表面涂層，處理后鉭片表面微孔數量和類骨麟灰石明顯多于非處理組，多孔鉭表面的鈣磷沉積能力增強，同時降低了接觸角。將處理的生物活性鉭植入兔顱骨缺損處，發現新生血管和新骨在4周和12周后分別在植入物孔內向內生長。因此，MAO與堿處理相結合將是提高多孔鉭的骨傳導性的有效途徑。

4.2 表面功能化

BMP-7可刺激間充質干細胞向成骨細胞分化，由于其強大的骨誘導作用，自2001年起被應用于骨和軟骨修復[55]。張輝等[56]將多孔鉭浸入BMP-7溶液中，將BMP-7涂覆在多孔鉭棒的表面，分別在兔股骨內髁軟骨缺損模型中，植入復合BMP-7多孔鉭材料(A組)、多孔鉭材料(B組)及不植入材料(C組)。術后16周的結果顯示A組新生軟骨及骨組織多于B組，其結果驗證了多孔鉭作為組織工程支架的優越性，也體現了多孔鉭材料不僅在骨缺損，在軟骨及軟骨下骨缺損修復方面的潛力。

此外，骨缺損修復過程中各種生長因子的參與起著至關重要的作用。轉化生長因子-β1(transforming growth factor-β1，TGB-β1)可促進新骨生成，刺激骨小梁及微血管的增長[57]。為彌補多孔鉭植入物缺少血管化的缺陷，張倩等[58]將TGB-β1與孔隙率為70%的多孔鉭顆粒形成新型的生物活性多孔鉭修復材料，并將此植入到比格犬的下頜骨缺損模型中，發現此材料可以加速骨缺損區域的早期成骨及成血管進程，加快多孔鉭與周圍骨組織的早期生物性結合，縮短愈合時間。而堿性成纖維細胞生長因子(basic fibroblast growth factor, bFGF)是一種作用廣泛的細胞因子，既可促進骨細胞和類骨細胞的有絲分裂，也可調控細胞外基質的分泌，同時也是體內重要的血管生成因子[59]。通過將多孔鉭與bFGF的聯合應用的方式[60]，既增強了多孔鉭顆粒的骨修復能力，同時解決了多孔鉭材料不能提供成骨因子的缺陷。比格犬下顎骨缺損模型中，bFGF與多孔鉭顆粒復合組(B組)相比于多孔鉭修復組(A組)，在8周及12周的甲苯胺藍染色中表現出更加優秀的連續性與成熟度。Wei等[61]將骨髓間充質干細胞(bone marrow mesenchymal stem cells, BMSCs)/多孔鉭聯合軟骨細胞/膠原膜(collagen membranes, CM)構建了一個集成的生物制造平臺，該組織工程支架結合多孔鉭組成的仿生支架，在山羊的股骨軟骨缺損的修復中得到有效的證明。

通過多種表面改性的方式，可以大大地提高多孔鉭的成骨性能，但也有報告指出，鉭缺乏抗菌性能或抑制生物膜形成的能力[62]。針對這個缺陷，有文獻指出多孔鉭圓柱體可以作為萬古霉素的載體并進行逐步釋放[63]，或使用多羥基烷烴酸鹽(polyhydroxyalkanoates，PHAs)作為載體來攜帶活性成分[64]，在涂層的作用下多孔鉭表現出抗菌性能，可以在短時間內避免受到細菌的污染。如果將此發現應用在體內，后續可能有助于預防或治療植入體周圍關節感染。多孔鉭與多種生長因子的聯合應用，既為骨組織的生長提供了良好的力學環境，也改善了金屬鉭作為惰性金屬無法提供成骨所需的成長因子的缺陷，展示了多孔鉭與多細胞、生長因子建立聯合體系方面的巨大潛力。后續研究中需進一步研究生長因子對多孔鉭顆粒促進成骨的劑量效應，并進一步探索多孔鉭顆粒和其他生長因子在骨修復過程中的相互影響。

5 生物學性能研究

當植入物植入到人體后，植入物會長時間作為異物植入在體內，植入物與體內的特定生物環境兩者會相互影響，直到達到平衡或植入體移出體外。而多孔鉭作為骨植入材料會有大量的新生骨組織長入到植入物部，表現出了優異的骨整合性能。大量的科研工作嘗試通過體外細胞毒性實驗、體內節段性骨缺損模型和組織學分析定量評價多孔鉭的生物相容性和成骨性能。

5.1 細胞毒性研究

在較多的文獻中，鉭已被證明在體內或體外，組織或細胞等多個尺度下各種形狀的植入物中表現出較低的細胞毒性。Matsuno[65]將鈦、鉿、鈮、鉭、錸的金屬絲植入大鼠腹部皮下組織和股骨骨髓中，經過2周或4周后，植入體周圍無炎性反應，所有植入體均包有薄層結締組織。在大鼠腹部的軟組織中未檢測到金屬鉭的溶解，與植入體接觸骨組織的百分比明顯增加，表明金屬鉭具有良好的生物相容性和骨傳導性。Li等[8]利用成骨細胞SaOS2來評估鉭、鈦、鈮、鉬、鈮等在鈦合金中常見的元素，觀察這些元素在粉末狀與塊狀下的細胞毒性，通過細胞實驗發現鈦、鈮、鉬等金屬粉末均具有細胞毒性，鉬金屬在塊狀中表現出細胞毒性。鉬、鈦、鈮的安全離子濃度分別為8.5，15.5，172.0 μg/L(低于安全離子濃度則無毒)，但在金屬鉭的實驗組中未見明顯的細胞損害。Wauthle等[29]將小鼠成纖維細胞(L929)放置在多孔鉭支架的浸提液中41 h進行體外實驗，評價其細胞毒性，結果表現出良好的生物相容性，且未發現細胞毒性。此外，金屬鉭易與氧結合，易在多孔鉭植入物的表面上形成氧化層(Ta2O5)，這種氧化層不僅防止了植入物在體內的腐蝕，也確保了在較寬的pH范圍內保持穩定[66]。細胞的形態學與細胞的活動性也是評估細胞毒性的指標之一。Gee等[67]評估了多孔鉭對人體成纖維細胞、成骨細胞及間充質干細胞(mesenchymal stem cells, MSCs)的增殖和活動性的影響。體外研究表明，持續培養28天后多孔鉭對成纖維細胞的行為沒有顯著的負面影響，此外，對成骨細胞或人間充質干細胞的增殖和行為也沒有任何抑制作用。

5.2 成骨性能研究

骨植入物的成骨性能，主要通過骨整合能力(bone on-growth)與骨長入能力(bone in-growth)來評估，前者是指種植體在骨組織上的生長或種植體與周圍骨組織的直接接觸，觀察植入后是否發生植入體的松動或脫位；后者是為了評估植入后在植入體內形成新的骨性結構來確保功能重建和骨的長期穩定，而多孔鉭植入物的開放互聯結構有利于成骨細胞的黏附和增殖。

Gao等[45]的研究中，利用AM制備了多孔鉭與多孔Ti-6Al-4V，并植入到兔子右后腿骨缺損模型中，植入后第4周、8周和12周的射線照片中多孔鉭標本比多孔Ti6Al4V更有效地融入周圍骨組織，未發生松動或脫位，且結合組織學圖像顯示，與多孔Ti6Al4V支架相比，鉭支架表現更優的骨長入和骨整合。為觀察植入后新骨形成和骨-植入體界面的顯微結構變化，一些研究利用微型計算機斷層掃描(Micro-CT)對多孔鉭植入物在體骨融合性能進行了評價。Wang等[68]比較了多孔鈦支架與多孔鉭支架在第6周和第12周的表面新骨形成情況，發現多孔鉭植入體周圍的新骨體積明顯大于多孔鈦植入體周圍的新骨體積。同時利用Micro-CT圖像進行了三維重建，并評估了術后第16周時多孔鉭植入物周圍新骨的體積分數，發現新形成的骨不僅分布在多孔鉭植入物的表面，而且還已滲透到它們的內部[69]。這些結果顯示，與傳統的鈦合金相比多孔鉭可能具有更優異的骨整合與骨長入能力。

此外，許多研究嘗試通過成骨信號通路來闡釋金屬鉭在骨組織生長中的作用機制。Wnt/β-catenin被認為是與骨代謝的調節密切相關的一個通路[70]，而TGF-β間接限制破骨細胞的形成，進一步影響骨的形成[71]。Shi等[72]研究了鉭涂層椎弓根螺釘的成骨性能，發現鉭涂層實驗組的catenin水平顯著高于對照組(p<0.05),通過qRT-PCR檢測發現Sp7， Alpl，Col1a1與Smad6等分化基因的表達量增加了一倍以上，其他基因(Spp1，Runx2，Axin2，Opg，C-myc)的表達量也顯著上調。同時，在第21天和第28天對Smad3進行定量分析，測量TGF-β/smad通路激活情況，相對于對照組分別提高了36%和40%(p<0.05)。這些結果表明，鉭涂層可通過激活Wnt/β-catenin和TGF-β/smad信號通路對破骨細胞有抑制作用，刺激骨組織的形成。在基因層面上，Fraser等[73]利用兔脛骨間隙愈合模型研究多孔鉭修飾與否對鈦植入物與骨界面成骨性能的影響，術后的第4周時發現含多孔鉭的植入體關鍵成骨COL1A1基因的表達上調，且生物力學穩定性和組織形態測量結果上也顯著優于鈦植入物的實驗組。

6 臨床應用

自1997年以來，多孔鉭材料已廣泛應用于臨床的植入物設計中，特別是自從引入Trabecular Metal以來鉭植入物應用在人體多個部位的骨缺損治療中，如圖7所示[74-79]。多孔鉭杯是由Zimmer公司生產的小梁金屬系列，是使用最廣泛和最早期的多孔金屬髖臼杯，隨訪結果表明植入后有良好的影像學結果和長期生存率，甚至在骨盆不連續的大面積骨缺損的病例中，嘗試放置兩個多孔鉭杯的治療方案，表現出良好的短期隨訪結果[80]。Meneghini等[81]嘗試利用多孔鉭干骺端錐狀假體，作為全膝關節置換術后嚴重脛骨缺損的替代治療方案，對于15例病例24～47個月的隨訪過程中，未發現脛骨植入物的松動或移位，且所有的15個多孔干骺端錐體均顯示與脛骨接觸點骨結合并形成反應性骨小梁。與傳統的復合骨植入材料技術相比，鉭棒植入治療在SteinbergⅠ期和Ⅱ期的股骨頭壞死中可獲得更好的臨床效果和更高的累積生存率(74.1%vs49.9%)[82]。同時該研究也表明，多孔鉭棒用于股骨頭壞死早期治療的存活率與病變的大小和位置、棒的頂部與病變外側邊界的距離、是否使用其他骨植入物等因素有關。在2009年推出的關節盂假體，應用于全肩關節置換術(total shoulder arthroplasty, TSA)中，在3年的隨訪中有較為優秀的臨床表現[83],但是在長期感染的翻修病例中發現其抗菌特性存在缺陷[84]，因此在術后應注意細菌感染引起的慢性炎癥反應導致的骨溶解的發生。頸椎前路椎間盤切除椎間融合術聯合多孔鉭固定術(anterior cervical discectomy and fusion, ACDF)是治療頸椎退變的一種公認的方法，經過11年的隨訪，結合臨床與影像學的評估，其治療效果與自體骨移植和鋼板的結果相似[85]，術后患者的背部與腿部的疼痛明顯降低，但仍有一些患者未能完全恢復，尤其是曾接受背部手術的患者[86]。Wang等[78]嘗試設計并制造個性化3D打印多孔鉭植入物，為一位持續疼痛10年的83歲高齡患者進行膝關節翻修手術，術后恢復良好，在12個月后恢復到正常生活。

圖7 臨床中多孔鉭植入物應用

綜上所述，目前利用多孔鉭設計的骨植入物應用在多個部位，在后期的隨訪中也表現出較為滿意的效果，但應用的多孔鉭植入物多為標準化的商業化產品，只有較少的文獻報告進行個性化定制，需要進一步研究和開發個性化定制的相關技術。在特定環境與病例中，鉭植入物仍存在一些缺陷，需要依靠醫生的經驗在圍術期的管理中避免并發癥的發生。

7 未來發展方向

多孔鉭材料由于與人類松質骨類似的多孔結構與良好的成骨性能與骨傳導性作為治療骨缺損的骨植入物材料發揮著重要的作用。利用多孔鉭材料制造的骨植入物目前應用在身體多個部位的骨缺損的治療中，在短期的隨訪結果也表現出較為理想的臨床效果。但作為長期植入在病人體內的材料，仍存在一定的局限性。結合國內外的研究進展，總結可能存在以下問題。

(1)多孔鉭是一種不能提供生長因子的惰性材料，因此還需要進行表面改性的研究，找出與生長因子聯合應用的可能性，也可以嘗試在多孔結構中載入抗生素或在表面建立復合體系，預防或治療植入體周圍的關節感染。

(2)在臨床應用中多孔鉭骨植入物尺寸多為標準尺寸，個性化定制未能廣泛應用在多孔鉭植入物的設計中，尤其是在嚴重骨缺損的病例中，個性化定制骨植入物尤為重要，因此在制備技術方面可能需要進一步研究。

(3)可嘗試通過優化內部結構的設計，使多孔鉭的力學性能與骨組織相匹配。

(4)多孔鉭植入物應用在人體的多個部位的骨缺損治療中，但仍缺乏大樣本多中心的臨床長期隨訪數據，難以對多孔鉭骨植入物的安全性與有效性進行更全面的評價。