生物活性玻璃的制備與應用研究進展

吳民行，謝玉芬，翟智皓，英啟煒，廖建國

(河南理工大學材料科學與工程學院,環(huán)境友好型無機材料河南省重點實驗室培育基地,焦作 454000)

1 引 言

人口老齡化，創(chuàng)傷以及骨科疾病等發(fā)病率的持續(xù)增加，對骨修復材料的需求也不斷增長[1]。傳統(tǒng)治療方法，如自體骨移植由于來源有限，并且易造成取骨部位感染，異體骨移植由于免疫排斥反應、病毒傳播以及醫(yī)學倫理等問題，其應用亦受到限制了。因此，人工骨修復材料的研究和開發(fā)一直成為國內外熱點。

生物活性玻璃(Bioactive Glasses，BG)是一種擁有特殊組成、良好的生物相容性和生物活性，并在一定程度上可降解的骨組織修復材料[2]。當BG植入人體后，能與體液進行離子交換，在其表面形成與自然骨相似的磷灰石(HA)層，進而與骨表面形成堅固的化學鍵合，誘導骨組織再生；另外，BG釋放的不同離子，如硅(Si)、鈣(Ca)等離子，能夠在基因水平上調節(jié)成骨相關細胞，加快新骨的生長，動物體內實驗表明，BG不會導致局部或系統(tǒng)性毒性、免疫或炎癥反應[3]。根據植入體內后材料與生物體的結合情況，將人工骨修復材料分為兩大類：第一類材料具有支撐骨與骨激發(fā)作用，能在植入材料與骨界面上引起細胞內外的生物學反應；第二類材料僅具有骨傳導性，即只引起細胞外反應。生物活性玻璃由于具有骨激發(fā)作用而屬于第一類生物材料[4]。

本文綜述了近些年BG及其復合材料用于人體硬組織修復材料的制備技術、性能等方面的研究進展。

2 BG的制備方法

目前制備生物玻璃的方法有熔融法、溶膠凝膠法和模板法等。

2.1 熔融法

熔融法制備的BG通常屬于第二代生物材料，其制備工藝與普通玻璃類似：先將原料粉體按照比例均勻混合，在1300～1500 ℃熔融，然后將高溫熔體急冷，得到BG[5]。

熔融法制備BG在化學成份上有嚴格的要求。以硅酸鹽體系BG為例，該體系一般為CaO-P2O5-SiO2三元系統(tǒng)，也可摻入一定量的鈉、鎂、鍶等元素形成多元系統(tǒng)，其中SiO2和CaO兩種氧化物的含量大于 70 wt%[6]。

熔融法制備的45S5 生物玻璃具有良好的生物活性、生物相容性以及優(yōu)良的骨修復性能，其制品已在整形外科與牙科等臨床中得到應用，如中耳骨、牙周缺損修復以及牙槽脊增高等，取得了良好的治療效果[5]。

但是，熔融法制備的BG 存在因混料不均、分相等引起成分不均勻，堿金屬在高溫下易腐蝕坩鍋，造成BG被污染，研磨、過篩工藝會使雜質摻入，研磨后顆粒形貌不規(guī)則、粒度不均勻，離子釋放與降解速度難以控制，影響新生骨組織的長入。此外，熔融法還存在能耗較大的問題[7]。

2.2 溶膠-凝膠法(Sol-gel)

Sol-gel工藝是一種常溫或低熱條件下制備材料的方法，該法制備的材料具有大量的微孔結構。為了解決熔融法BG的不足(如混料不均勻等)，上世紀 90 年代，Hench等[8]以正硅酸乙酯(Si源)、磷酸三乙酯(P源)以及硝酸鈣(Ca源)等作為前驅體，在酸性催化劑作用下，原料被催化水解形成溶膠，靜置、陳化后得到凝膠，在低于800 ℃的溫度下制備出 CaO-P2O5-SiO2三元系統(tǒng)BG。

1991年，Li等[9]首次通過Sol-gel工藝獲得由納米球形粒子堆積成的、直徑為2～50 nm的納米BG，顆粒經過堆積形成大量的納米孔隙。與傳統(tǒng)BG比較，納米BG具有更高的比表面積、生物活性和降解率，且抗菌、載藥等性能良好。

Sol-gel法制備的BG中存在微納米孔結構存在使其具有更大的比表面積、更快HA形成速度、更高的生物活性[10]。對其微球堆積模型及孔隙結構分析，推測Sol-gel 法制備的BG可能排列模型(如圖1)[11]：先由3.1 nm 左右的一級球形粒子經過堆積，形成10 nm左右地二級球形粒子，再由二級球形粒子堆積形成更大的三級球形顆粒，顆粒按 ABAB…方式堆積排列。

圖1 Sol-gel BG顯微結構的納米球排列模型(a)和結構示意圖(b，c) Fig.1 Nanosphere arranging model (a) and structural diagram (b,c) of sol-gel bioactive glass microstructure

通常，BG的降解速度主要取決于其化學組成和微結構，并與材料的形態(tài)、結晶度、尺寸大小、各組分的含量等密切相關。Sol-gel法制備的BG比表面積高并含有大量的微孔，有利于BG網絡中的離子釋放，表現出比熔融法BG更高的降解速度[12]。在化學組成不變的條件下，可通過調節(jié)Sol-gel法 BG的表面微納米結構孔隙度、結晶度、形態(tài)、尺寸大小等來控制其降解速度以及離子釋放行為。

陳曉峰等[13]通過Sol-gel和濕法研磨工藝制備了粒徑分布在1 μm以下的BG超細粉體，并對研磨前后粉體進行了表征與對比分析，結果表明：在模擬體液(SBF)中兩種粉體表面都生成了碳酸羥基磷灰石(CHA)，并且經濕法研磨后BG超細粉體的生物礦化速度顯著提高；在相同浸泡時間，超細粉體浸泡液的pH值低于研磨前顆粒，這有利于提高材料的生物活性，也有利于對材料的表面修飾、藥物及生長因子的裝載控制以及有利于骨的再生[14]。

雖然Sol-gel法獲得的BG存在大量納米級顆粒，由于這些顆粒處于團聚狀態(tài)，很難分散；雖然后期經過研磨、篩分方法進行處理，但是仍難獲得形貌規(guī)整、顆粒尺寸均勻的微納米級BG[15-16]。

9.壞死性腸炎。痢停150 kg水/袋+感康(黃連、黃芩、黃柏提取物等)150 kg水/袋，上午飲用，菌必康(氨芐、頭孢等)飲水75 kg水/袋，下午飲用，連用3～5 d，效果良好。

2.3 模板法

圖2 Sol-gel法和模板法BG孔結構的比較 Fig.2 Schematic representation comparing the mesoscale of sol-gel glasses and template glasses

為了解決BG尺度、形態(tài)不可控的問題，一種制備BG材料的新方法-模板法被廣泛應用，該法以膠體化學、有機化學為基礎，通過模板自組裝技術結合Sol-gel法發(fā)展起來的；將自身具有特定結構或形態(tài)，或通過自組裝能形成特定形態(tài)結構的表面活性劑作為結構導向劑或形態(tài)模板劑，引入到反應體系中，無機前驅體聚合構成玻璃網絡結構，無機物前驅體和表面活性劑構成膠束，從而在分子水平上自組裝成具有特定形貌的有機-無機復合聚集體，當溶劑蒸發(fā)，表面活性劑-無機前驅體形成的自組裝聚集體濃度隨之增大，最后，通過高溫熱處理得到具有特定尺度或形貌的BG材料[17-20]。

Yun等[21]分別以表面活性劑 F127和P123 為模板劑制備出具有籠狀立方結構或二維六方結構的介孔生物玻璃(MBG)。Vallet-Regi課題組[22]使用P123為模板劑在與Yun等同樣的合成條件得到的是雙連續(xù)3D立方結構，此外，并且改變Si/Ca比可使結構從三維立方轉變?yōu)槎S六方結構，但化學性質卻發(fā)生變化。Eswaramoorthy等[23]選用P123和納米碳球為模板劑合成出孔徑可控的MBG，其孔徑大小為1.9～6.4 nm，生物活性隨著孔徑的增大而增強。

模板法制備的BG具有尺寸2～50 nm的有序孔結構，孔道間為無定形的SiO2孔壁，孔道具有類似于晶體中原子周期性排列的晶格結構[24]。雖然，Sol-gel法制備的BG也具有大量介孔孔隙，但多為無序孔，兩者的孔結構差別如圖2所示[25]，即二者的差別主要體現在介孔排列的規(guī)整度上。

3 BG多孔支架的制備

理想的骨組織修復支架材料應具備三維立體多孔結構，因為該結構既有利于細胞外基質沉積、細胞粘附、增殖、營養(yǎng)和氧氣進入及代謝產物排出，又促進血管和神經的長入[26]，近幾年以BG為原料制備多孔支架材料已有大量的報道；多孔支架材料的常用制備方法有有機泡沫浸漬法、發(fā)泡法等[27]。

3.1 有機泡沫浸漬法

有機泡沫浸漬法是將BG漿料在有機泡沫體的開孔三維網狀骨架結構上均勻涂覆，經干燥后、高溫除去泡沫體而獲得多孔陶瓷支架材料，支架的孔尺寸主要取決于泡沫體的孔尺寸，孔隙率可達70～90%。

陳曉峰等[28]選用58S BG粉體為原料，利用預先處理過的聚氨酯泡沫作為模板，制備了一種孔隙率高、貫通性好、孔徑可控的BG多孔支架，該支架浸料一次所得其顯氣孔率為93%左右，浸料二次80%左右；在SBF溶液中浸泡時，支架表面最初形成的顆粒狀鈣磷化合物逐漸礦化生成葉片狀 CHA層，表明該支架具有較好的生物礦化性能和生物活性。該方法不僅制備工藝簡單，得到的多孔材料孔隙率高，且孔徑大小易調控，具有開孔三維網狀骨架結構，能較好地滿足骨組織工程支架對多孔結構的要求，因而得到廣泛地研究與應用[29]，但該法也存在有機泡沫體中添加劑的殘留問題。

3.2 發(fā)泡法

吳瑩瑩等[32]分別采用氣相和液相發(fā)泡法制備了可注射的多孔硼酸鹽生物玻璃基骨水泥(BBGC)；結果表明：兩種方法制備的BBGC都具有優(yōu)異的可注射性能，注射率可達90%；但液相法制備的BBGC在抗壓強度和抗?jié)⑸⑿苑矫娑純?yōu)于氣相法，其抗壓強度可達4.28±1.05 MPa；氣相發(fā)泡法制備的 BBGC 開口孔隙率達40%，高于液相發(fā)泡法的27%。兩種發(fā)泡方法制備的BBGC均能礦化生成HA，但氣相發(fā)泡法制備的BBGC礦化性能優(yōu)于液相法。Wu等[33]采用45S5為原料制備的孔隙率為70%、孔徑為300～400 μm的多孔BG支架，在體外SBF浸泡試驗中，表面出現的CHA能顯著提高成骨細胞活性；CHA表面負載蛋白和生長因子，在體內可促進新骨生成。

總體上，兩種發(fā)泡法都具有制備簡單、可操作性強的優(yōu)點，并且在磷酸鈣骨水泥中都有一定的應用；液相法制備的骨水泥孔徑和孔隙分布均勻、強度高，而氣相發(fā)泡法制備的骨水泥孔隙連通性好[34-36]。

4 摻雜BG

BG中除Si、Ca、P、Na等元素外，一些其它離子及其氧化物在添加到BG中后同樣能夠在組織修復能力上起到積極的作用，不僅對人體無害，而且能夠促進骨生長。

4.1 金屬元素的摻雜

趙大洲等[37]研究了稀土元素(Eu)摻雜的球狀介孔生物玻璃(Eu3+-SMBGs)對布洛芬(IBU)模型藥物分子的裝載和釋放能力，結果表明：Eu3+-SMBGs具有球狀形貌和多孔結構，粒徑約為80 μm，在紫外燈照射下呈現強的紅光；同時，球狀Eu3+-SMBGs具有可觀的載藥量和良好的藥物緩釋性能。

胡慶等[38]將一定量的鍶離子(Sr2+)取代 Ca2+，制備出規(guī)則的單分散球形Sr-BG，其晶相結構、顆粒大小以及化學組成沒有顯著的變化；將不同Sr2+摻量的Sr-BG微球浸提液與人牙髓細胞共培養(yǎng)一段時間，發(fā)現Sr2+的濃度對細胞增殖和分化有一定影響，摻入6mol% Sr2+呈現出更好的細胞增殖、分化及礦化能力，但當Sr2+摻入15 mol%時，其細胞增殖、分化均受到一定限制，出現了回落現象。

賀金晶等[39]首先釆用Sol-gel法結合溶劑蒸發(fā)誘導自組裝技術(ELSA)法合成MBG，然后，通過CuO部分取代CaO-SiO2體系中CaO的方法將Cu引入MBG體系得到含Cu介孔生物玻璃(xCu-MBG；x=0，2，5)，Cu2+摻雜一定程度上影響了介孔的形成，隨著Cu2+取代Ca2+的比例增加，雖然仍保持較高的比表面積，但比表面積和孔容卻呈下降趨勢；通過浸提液細胞培養(yǎng)實驗顯示xCu-MBG無明顯的細胞毒性。

4.2 氧化物的摻雜

杜瑞林等[40]通過Sol-gel法將Na2O、MgO、ZnO、TiO2摻入58S BG中，XRD結果表明隨著Na2O、MgO、ZnO 的摻入，樣品的主相仍為玻璃相，但 X射線衍射(XRD) 圖中出現了低強度衍射峰，說明出現了結晶現象，Na2O和ZnO對玻璃結晶的影響較大，其衍射峰強度比摻MgO的要高；TiO2摻入不促進玻璃的析晶，在摻TiO2樣品的XRD圖譜中，沒有檢測到明顯的衍射峰，其仍為玻璃態(tài)。

Arcos等[41]提出，在 CaO-SiO2-P2O5系BG中，可溶性正硅酸(Si(OH)4)釋放活化能的大小是決定其生物活性的關鍵，Si(OH)4釋放活化能低于0.62 eV 的BG都會表現出生物活性。杜瑞林等[40]實驗結果表明，摻量同為6 mol%的情況下，不同摻雜氧化物(含鈉(58S6N)、含鎂(58S6M)、含鋅(58S6Z)、含鈦(58S6T)對58S性能影響的程度也不相同，其中Si4+離子釋放活化能順序為：58S6N<58S<58S6M<58S6T<58S6Z；生物活性順序為：58S6N>58S>58S6M﹥58S6T>58S6Z；降解速度順序為：58S6N>58S>58S6M>58S6T>58S6Z。總體來講，ZnO對BG的影響是最大的。

5 BG復合材料

為了克服BG在機械性能等方面的缺陷，人們將BG與其它材料進行復合，制備出具有一定機械強度，且生物相容性和生物活性良好的BG復合材料。

5.1 BG與聚合物復合

雖然BG具有良好的生物相容性和生物活性，但是其脆性大，而高分子材料具有良好的抗彎強度及抗拉強度，將其與BG復合后，既能保持兩者的優(yōu)良性能，又能綜合兩種不同體系的優(yōu)點。

Lee等[42]采用靜電紡絲技術將 58SiO2-38CaO-P2O5系BG制備成直徑約為320 nm 的纖維(FBG)，然后將其與Ⅰ型膠原(Col Ⅰ)復合，制備出FBG/Col Ⅰ復合生物材料；在SBF中浸泡一段時間后，能短時間內便生成HA沉積在材料表面，表明該復合材料具有良好的生物活性。Hautam?k等[43-44]先將聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)與E玻纖進行復合，制備具有多孔結構的復合材料，然后將S53P4 BG粉末(粒徑315～500 μm)引入到復合材料的表面孔隙中，制備出BG/PMMA 纖維增強型復合生物材料，將該復合材料植入動物骨缺損處發(fā)現其能促進骨再生，具有良好的生物相容性和生物活性。

賀強等[45]發(fā)現將BG與PMMA及殼聚糖(CS)復合制備得到的 PMMA/BG/CS 復合材料浸泡在SBF中在短期內表面即有HA沉積，將其與成骨細胞共培養(yǎng)后可加速細胞的增殖、分化；動物實驗表明，該復合材料在體內能降解，并可誘導骨長入。張翠華等[46]引入聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚乙二醇(PEG)和聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)為聚合物致孔劑，并結合溶膠-凝膠、靜電紡絲和高溫碳化等工藝制備了BG摻雜多孔碳納米纖維(PCNF/BG)；通過細胞實驗表明，PCNF/BG能促進細胞的貼附、増殖、分化，因而具有良好的生物相容性和誘導成骨分化的能力。

5.2 BG與HA復合

HA有良好的生物相容性及骨傳導性，在天然骨組織中占較大的比重，但由于人工合成HA陶瓷結構致密導致力學性能與正常骨組織不匹配，這限制了其應用范圍；BG在生物相容性和誘導成骨的能力上與HA相差不大，但是生物玻璃的機械強度低，只能用于承力不大的體位，如耳小骨、指骨等的修復。因此將BG與HA復合可制備出性能更好的骨修復材料。

Kim等[47]利用熱壓技術在700～800 ℃制備出BG/HA復合生物材料，與純HA陶瓷及液相燒結法制備的BG/HA復合材料相比，其抗彎強度達到60 MPa，SBF浸泡后表明，熱壓技術制備的BG/HA能夠激活成骨細胞，具有良好的生物活性。

陳欣欣等[48]將磷灰石-硅灰石生物活性玻璃陶瓷 (AW-BGC)分別與不同質量百分數(CSH分別占 50%、40%、30%、20%)的醫(yī)用硫酸鈣(CSH)進行復合制備出具有優(yōu)良三維立體多孔結構的磷灰石-硅灰石-硫酸鈣(AW-BGC-CSH)復合材料，實驗表明，該復合材料最高固化溫度為36.4 ℃，最高抗壓強度為9.3 MPa，且在3～5 min內塑性可保持不變，具有良好的生物相容性，有利于成骨細胞的粘附、增殖，能提高堿性磷酸酶(ALP)活性和微量蛋白的含量。

5.3 BG與金屬材料復合

金屬植入物機械強度高，成骨活性低，在體內不能促進骨缺損修復。此外，金屬植入材料在體內會被磨損及腐蝕，金屬離子進入到周圍組織中，可能導致植入體松動以及組織發(fā)炎。將金屬植入物與BG復合，能夠在保持高機械強度的同時，又能提高金屬植入物的抗磨損和腐蝕性能[49]，且具備一定的生物活性。

Fathi等[50]采用Sol-gel法將BG涂覆在316L不銹鋼表面，在SBF中浸泡一個月后可觀察到表面有HA沉積，與無涂覆鋼相比，其抗腐蝕能力明顯提高。Mehdikhani Nahrkhalaji等[51]將PLGA (聚乳酸-羥基乙酸共聚物)- BG- HA復合材料(PBGHA)采用溶劑澆鑄工藝涂覆在克氏針(K線)不銹鋼表面，結果表明，該涂層不僅為脂肪干細胞附著和生長提供了理想的表面，而且具有誘導抗菌活性的功能。

Luo等[52]在1100～1200 ℃將硼酸鹽BG與AgO復合制備了硼酸鹽BG涂層材料，該材料中Ag的含量為1.0wt%可抑制細菌活性，提高Ti等骨科金屬植入物的生物活性，但Ag含量達2.0wt%時該涂層材料具有毒性。杜瑞林等[53]利用噴砂噴涂燒結法制備了BG-HA涂層鈦合金(Ti6Al4V)材料，將其植入動物體內后，顯示出較好的生物相容性，與骨接合良好，并且沒有導致炎癥和脫落。

6 展 望

BG經過了幾十年的發(fā)展，在臨床主要用于牙科和整形外科，尚不能完全滿足實際應用的需求。目前仍存在的問題有：BG中Si含量占較大的比重，Si在體內代謝途徑尚不完全明確，且其代謝機理目前仍不很很清楚，即便BG在體內植入較長時間，也最終不能完全轉化成人體骨組織成分[54]；BG納米顆粒由于較高的降解性，釋放的Si和Ca等離子濃度如果過高，可能不利于成骨細胞增殖、分化等正常行為，因此控制其降解速率是未來需要重點研究的問題。BG的機械強度較低，脆性較大，尤其是抗彎強度較差，不能滿足人體骨骼的強度需求，在制備BG過程應考慮其機械強度，優(yōu)化合成工藝制備符合人體需求的塊狀BG也是未來研究的重點內容。隨著時間延長，BG的溶解性可能也會增加，如何提高其再礦化產物的耐酸性和抗溶解性，使其具有持久的抗敏效果，這需要更深入的研究。復合型BG、摻雜型BG、以及生物芯片玻璃等材料將成為重點研究對象；納米級的介孔BG具有大的比表面積，以及較大孔徑，利于吸附藥物；可控型納米BG的形貌以及粒徑大小也是BG材料的今后發(fā)展方向；可注射BG材料由于能夠實現微創(chuàng)治療，可以免去大面積的手術，減輕患者的病痛，減輕患者的經濟負擔，也將成為很多研究人員關注的方向。