頜骨組織工程支架材料機(jī)械強(qiáng)度增強(qiáng)方法研究進(jìn)展

徐鴻瑋， 韓冰

吉林大學(xué)口腔醫(yī)院口腔頜面外二科，吉林 長(zhǎng)春（130021）

骨組織工程是指在體外合成適宜修復(fù)相應(yīng)缺損的支架材料，在支架上復(fù)合種子細(xì)胞，并搭載與之相匹配的生長(zhǎng)因子，植入體內(nèi)后通過(guò)細(xì)胞的增殖和分化，達(dá)到修復(fù)骨缺損的目的。其相比于自體和異體骨移植，克服了常規(guī)治療手段來(lái)源受限、手術(shù)難度大和免疫排斥風(fēng)險(xiǎn)等問(wèn)題。支架材料作為種子細(xì)胞和生長(zhǎng)因子負(fù)載的基礎(chǔ)，是組織工程領(lǐng)域研究的重中之重。因此研究具有足夠機(jī)械強(qiáng)度和力學(xué)性能的支架材料，對(duì)于骨組織工程的發(fā)展具有舉足輕重的意義。本文通過(guò)對(duì)近幾年增強(qiáng)頜骨組織工程支架材料機(jī)械強(qiáng)度方面的研究進(jìn)行歸納、總結(jié)，對(duì)增強(qiáng)頜骨支架機(jī)械強(qiáng)度的方法作一綜述。

1 骨組織工程支架材料的性能要求和發(fā)展現(xiàn)狀

骨組織工程的支架材料經(jīng)歷了天然高分子材料、人工合成材料、復(fù)合材料等發(fā)展階段。不論單一組分或是復(fù)合支架材料，都必須具備良好的生物相容性、骨誘導(dǎo)性和可降解性，并具有一定的機(jī)械強(qiáng)度［1］。其中，支架的機(jī)械性能必須滿足手術(shù)植入和組織正?；顒?dòng)的要求，并且其強(qiáng)度和植入部位的組織相匹配從而達(dá)到支撐組織的目的?？箟簭?qiáng)度常常作為衡量材料機(jī)械強(qiáng)度的指標(biāo)。頜骨松質(zhì)骨和皮質(zhì)骨的抗壓強(qiáng)度分別為2～12 MPa 和1.7～20 GPa［2-3］。頜骨在日?；顒?dòng)中運(yùn)動(dòng)頻繁，因此口腔頜面部骨組織工程的支架材料往往需要具有足以負(fù)荷頜面部應(yīng)力的機(jī)械強(qiáng)度。頜骨組織工程支架的抗壓強(qiáng)度常要求達(dá)到松質(zhì)骨的標(biāo)準(zhǔn)，即2～12 MPa［4］。

1.1 天然高分子材料

以殼聚糖、膠原蛋白和透明質(zhì)酸等為代表的天然高分子材料具有優(yōu)異的生物相容性，并且具備抗炎特性，然而其力學(xué)性能較差，降解速度難以控制。

1.2 人工合成可降解聚合物

聚乳酸、聚乙二醇等人工合成可降解聚合物在具備良好生物相容性的同時(shí)，其結(jié)構(gòu)、形態(tài)及降解速率可按照要求進(jìn)行調(diào)節(jié)，但往往因疏水性影響細(xì)胞黏附和組織再生［5］。

1.3 無(wú)機(jī)材料

無(wú)機(jī)材料包括羥基磷灰石、磷酸三鈣和生物陶瓷等，此類材料組成和天然骨組織類似，骨誘導(dǎo)性能較好，不產(chǎn)生免疫排斥反應(yīng)，但其降解速率難以控制，脆性較大。

2 增強(qiáng)支架材料機(jī)械強(qiáng)度的方法

2.1 復(fù)合其他材料改性法

復(fù)合支架材料能夠?qū)⒍喾N材料的優(yōu)勢(shì)結(jié)合，既具備足夠的強(qiáng)度，又具有高生物活性。而增強(qiáng)復(fù)合材料的機(jī)械強(qiáng)度，可以通過(guò)改變支架中的組分材料實(shí)現(xiàn)。常用于提高強(qiáng)度的添加材料有金屬、生物陶瓷、高分子有機(jī)物等。

2.1.1 復(fù)合金屬 各種金屬及合金在抗壓、抗彎曲性能方面具有其他材料無(wú)法比擬的優(yōu)勢(shì)，鑒于支架材料高生物活性的要求，金屬可用于與其他材料復(fù)合增強(qiáng)機(jī)械性能。Ma 等［6］對(duì)復(fù)合了金屬鋰的聚磷酸鈣支架研究發(fā)現(xiàn)，鋰離子直徑較小，通過(guò)將摩爾比98∶2 的聚磷酸鈣和鋰粉末研磨后鍛壓成型并煅燒，鋰離子可分散于磷酸鈣孔徑中而不影響支架原有的結(jié)合，最終得到的含2%鋰聚磷酸鈣支架力學(xué)檢測(cè)結(jié)果抗壓強(qiáng)度達(dá)到7 MPa，且支架的降解和新骨形成速率相匹配。Li 等［7］在多組分的硅酸鈣中加入0.5 wt%的硝酸鍶進(jìn)行煅燒，得到含鍶元素的生物陶瓷粉末，以其制備的復(fù)合支架抗壓強(qiáng)度達(dá)到4.5 MPa，植入羊體內(nèi)后影像學(xué)檢測(cè)觀察到支架與骨斷端結(jié)合良好無(wú)微動(dòng)，組織學(xué)分析發(fā)現(xiàn)術(shù)區(qū)的新骨在應(yīng)力刺激下從編織骨轉(zhuǎn)變成板層骨。

2.1.2 復(fù)合生物陶瓷 生物陶瓷包括羥基磷灰石、磷酸鈣、二氧化硅、碳素等，其具備良好的生物相容性和力學(xué)相容性，化學(xué)性能穩(wěn)定，單獨(dú)作為支架材料已應(yīng)用廣泛。復(fù)合支架中使用生物陶瓷，在保證支架生物活性的基礎(chǔ)上，可以有效改善支架的抗壓強(qiáng)度和抗彎曲強(qiáng)度。Tithito 等［8］將30%wt 的羥基磷灰石溶液與殼聚糖和聚甲基丙烯酸甲酯（質(zhì)量比3∶7）混合后凍干，羥基磷灰石顆粒能夠在支架基質(zhì)中均勻分布，復(fù)合支架樣本的抗壓強(qiáng)度的平均值為15.7 MPa。Nabavinia 等［9］將羥基磷灰石和明膠及藻酸鹽混懸后通過(guò)溶液-凝膠法制備復(fù)合支架并檢測(cè)其機(jī)械性能，含0.5%HA 支架抗壓強(qiáng)度為0.173 MPa，HA 含量提高到1.5%后抗壓強(qiáng)度達(dá)到0.395 MPa，藻酸鹽明膠支架的高降解速率也得到控制。Chen 等［10］以原硅酸四乙酯乙酯、磷酸三乙酯和四水合硝酸鈣［Ca（NO3）2·4H2O）］為原料，使用溶液-凝膠法和干壓成型技術(shù)制備了SiO2-CaO-P2O5（60%、36%、4%）生物陶瓷復(fù)合支架，片狀材料的抗壓強(qiáng)度為26.12 MPa，并且在三（羥甲基）氨基甲烷緩沖液中浸泡15 d 仍能保持形態(tài)，具備植入后維持一定時(shí)間機(jī)械強(qiáng)度的能力。

2.1.3 復(fù)合高分子有機(jī)物 高分子有機(jī)物具有良好的降解性和生物相容性，已廣泛應(yīng)用于組織工程支架材料中。由于有機(jī)高分子富含-OH、-COOH等官能團(tuán)，在發(fā)揮生物活性的同時(shí)，能夠加強(qiáng)復(fù)合支架材料各組分間的結(jié)合，從而增強(qiáng)支架的機(jī)械強(qiáng)度。常見(jiàn)的高分子有機(jī)物包括殼聚糖、聚乳酸和聚己內(nèi)酯等。Liu 等［11］通過(guò)混合絲素蛋白溶液后凍干增強(qiáng)雙相磷酸鈣支架的強(qiáng)度，當(dāng)絲素含量為40%時(shí)，抗壓強(qiáng)度達(dá)到最大為40.8 MPa，且孔徑和孔隙率與絲素的含量成正比。低溫打印明膠支架復(fù)合絲素蛋白后抗壓強(qiáng)度提高，這主要是由于絲素在明膠支架中形成了β-折疊結(jié)構(gòu)［12］。Qian等［13］通過(guò)在磷酸鈣懸液中添加1 wt%的葡甘聚糖和瓜爾膠，改善磷酸鈣的抗分散性，加速3D 打印時(shí)的凝固，從而獲得更好的可塑性，且支架抗壓強(qiáng)度達(dá)到14.48 MPa，滿足修復(fù)松質(zhì)骨需要。

2.1.4 復(fù)合其他物質(zhì) 碳素生物材料以其高強(qiáng)度、低重量、化學(xué)性質(zhì)穩(wěn)定的特點(diǎn)，被應(yīng)用于增強(qiáng)支架強(qiáng)度［14］。Han 等［15］使用熔融沉積成型技術(shù)制備碳纖維增強(qiáng)的聚醚醚酮（poly-ether-ether-ketone，PEEK）支架，抗壓強(qiáng)度為3.51 MPa。Farshid 等［16］在聚富馬酸丙二醇酯（poly propylene fumarate，PPF）的氯仿溶液中混合氧化石墨烯（graphene oxide，GO）后燒結(jié)得到含0.2%氧化石墨烯的支架，抗壓強(qiáng)度為18.4 MPa，相比對(duì)照組提升26%。以上研究表明，碳素作為新興組織工程材料在支架機(jī)械性能方面具有廣闊的應(yīng)用前景。

一些原本用于增加支架生物活性的物質(zhì)，也可發(fā)揮提高機(jī)械強(qiáng)度的作用。Shi 等［17］發(fā)現(xiàn)在磷酸鈣骨水泥中加入賴氨酸，賴氨酸可以增加磷酸鈣粉末之間的直接接觸而提高支架孔隙率，同時(shí)賴氨酸可以與鈣離子結(jié)合，從而起到粘結(jié)作用，這兩種特點(diǎn)使加入賴氨酸后的磷酸鈣骨水泥抗壓強(qiáng)度提高至22.5 MPa。

新組分的引入可明顯改善支架的機(jī)械強(qiáng)度，在材料改性方面具有研究?jī)r(jià)值，但由于不同物質(zhì)有各自的優(yōu)缺點(diǎn)，在改善機(jī)械強(qiáng)度的同時(shí)可能存在一些缺陷。無(wú)機(jī)材料如金屬和生物陶瓷的復(fù)合，發(fā)揮了新組分力學(xué)性能的優(yōu)勢(shì)，但同時(shí)帶來(lái)了新組分降解速率難以控制的問(wèn)題。復(fù)合人工合成高分子材料雖然在強(qiáng)度、降解速率方面具有優(yōu)勢(shì)，然而某些人工合成材料如聚乙醇酸的親水性差，可能造成無(wú)菌性炎癥反應(yīng)，復(fù)合后存在降低材料生物活性的風(fēng)險(xiǎn)。對(duì)于疏水性的人工合成材料，在制備支架時(shí)往往需要使用有機(jī)溶劑，若溶劑在制備完成后未能完全去除，將影響材料的生物相容性［18］。絲素蛋白作為近幾年研究較多的天然高分子材料，因出色的延展性可在修復(fù)彎曲的頜骨缺損時(shí)保持支架的機(jī)械強(qiáng)度［22］，并且相比于膠原等有機(jī)物更耐高溫，消毒限制少，但提取、制備過(guò)程復(fù)雜，且不易保存，給其應(yīng)用帶來(lái)不便。同時(shí)不同材料的復(fù)合，需要考慮各自特點(diǎn)，互相彌補(bǔ)和促進(jìn)，研究各組分的最佳比例，從而最大地發(fā)揮復(fù)合材料的優(yōu)勢(shì)。

2.2 交聯(lián)法

交聯(lián)是線型或支鏈型分子通過(guò)共價(jià)鍵或氫鍵結(jié)合形成網(wǎng)格樣結(jié)構(gòu)，可分為化學(xué)交聯(lián)和物理交聯(lián)。交聯(lián)后的材料（多為聚合物）由于分子結(jié)合更牢固，其機(jī)械強(qiáng)度、抗溶解性、抗磨性等得到提高。

2.2.1 物理交聯(lián) 常見(jiàn)的物理交聯(lián)方法有干熱法、紫外照射等，通過(guò)物理交聯(lián)，可以增強(qiáng)材料內(nèi)部分子的結(jié)合。例如，Luo 等［20］使用連續(xù)數(shù)字光處理技術(shù)，通過(guò)精確控制的可見(jiàn)光逐層固化，使聚富馬酸丙二醇酯物理交聯(lián)，交聯(lián)的樹脂聚合物中分子質(zhì)量分布較常規(guī)合成方法更均勻，樹脂粘度更加符合3D 打印要求，使用此物理交聯(lián)樹脂制備的支架材強(qiáng)度為15 MPa。物理交聯(lián)的突出優(yōu)勢(shì)是生物相容性好，安全無(wú)毒，但存在交聯(lián)結(jié)合程度低和反應(yīng)時(shí)間長(zhǎng)等弊端。

2.2.2 化學(xué)交聯(lián) 化學(xué)交聯(lián)通過(guò)使支架材料分子間形成共價(jià)結(jié)合改善其機(jī)械性能，在有機(jī)材料間、有機(jī)與無(wú)機(jī)材料間均可發(fā)揮作用。

有機(jī)材料交聯(lián)可以獲得單組份材料不具有的機(jī)械強(qiáng)度：絲膠纖維與二醛羧甲基纖維素通過(guò)席夫堿反應(yīng)交聯(lián)后可提升材料的抗拉伸性能［21］；聚丙烯酰胺與葡聚糖通過(guò)膠束共聚合交聯(lián)制備的支架在模擬體液中礦化后最高抗壓強(qiáng)度達(dá)到了6.5 MPa［22］；納米纖維素硫酸化和磷酸化后，纖維素分子間由于醛和肼官能團(tuán)的引入發(fā)生交聯(lián)，支架的抗壓強(qiáng)度提高，硫酸化的交聯(lián)納米纖維素力學(xué)性能更優(yōu)越［23］。

有機(jī)相與無(wú)機(jī)相交聯(lián)可更好地發(fā)揮無(wú)機(jī)物的機(jī)械性能：Thomas［24］在明膠支架制備中使用交聯(lián)技術(shù)，以戊二醛為交聯(lián)劑，將含二氧化硅、氧化鈣、五氧化二磷等成分的生物陶瓷與明膠交聯(lián)，生物陶瓷在戊二醛的結(jié)合下形成網(wǎng)孔狀結(jié)構(gòu)，抗壓強(qiáng)度達(dá)到5.7 MPa，高于未交聯(lián)的支架；Lu 等［25］以京尼平為交聯(lián)劑將羥丙基殼聚糖和納米羥基磷灰石交聯(lián)，支架的抗壓強(qiáng)度顯著提高；聚醚醚酮與羥基磷灰石經(jīng)巰丙基三乙氧基硅烷修飾進(jìn)而發(fā)生交聯(lián)，在提高支架機(jī)械強(qiáng)度的同時(shí)，共價(jià)鍵可減少羥基磷灰石顆粒與聚合物基質(zhì)之間的脫鍵作用，防止微裂紋發(fā)生，增強(qiáng)了應(yīng)力的傳遞［26］。

交聯(lián)可在原材料的基礎(chǔ)上加以改性，使材料分子間的結(jié)合更緊密，從而達(dá)到增強(qiáng)支架機(jī)械強(qiáng)度的目的。但在交聯(lián)過(guò)程中，往往需要使用交聯(lián)劑。目前常見(jiàn)的化學(xué)交聯(lián)劑有戊二醛、京尼平、碳化二亞胺/N-羥基琥珀酰亞胺、檸檬酸、乙二醇二縮水甘油醚（ethylene glycol diglycidyl ether，EGDE）等。

戊二醛交聯(lián)作用強(qiáng)，但具有明顯的細(xì)胞毒性，支架制備過(guò)程中若未能充分去除，將對(duì)組織產(chǎn)生刺激性；EGDE 是一種環(huán)氧基交聯(lián)劑，毒性較戊二醛小，卻存在抗酶解能力低的弊端［27］；碳化二亞胺/N-羥基琥珀酰亞胺的優(yōu)點(diǎn)是不參與最終產(chǎn)物，易被清除，然而交聯(lián)時(shí)涉及細(xì)胞黏附相關(guān)的官能團(tuán)，會(huì)使支架的細(xì)胞活性降低［28］；京尼平即使是從天然物質(zhì)中制備得到相對(duì)無(wú)毒，但有研究發(fā)現(xiàn)其能介導(dǎo)肝細(xì)胞凋亡［29］；檸檬酸在人體內(nèi)大量存在，作為交聯(lián)劑不僅生物相容性優(yōu)異，在增強(qiáng)支架強(qiáng)度的同時(shí)還可提供大量生物活性位點(diǎn)［30］。根據(jù)現(xiàn)有研究成果不難看出，影響交聯(lián)劑使用的一個(gè)普遍問(wèn)題是其細(xì)胞毒性，同時(shí)每種交聯(lián)劑能夠結(jié)合的物質(zhì)種類有限。所以，在今后的工作中尋找低毒或無(wú)毒、交聯(lián)物質(zhì)更廣泛的交聯(lián)劑是一項(xiàng)重要任務(wù)，并且在支架制備過(guò)程中，對(duì)于交聯(lián)劑的使用量也應(yīng)制訂詳細(xì)的標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)行嚴(yán)格控制。

2.3 涂層法

各種金屬、礦物和聚合物涂層，在覆蓋支架表面后可憑借自身的高強(qiáng)度、耐腐蝕、生物活性等特點(diǎn)，改善支架的性能。鎂是一種高生物活性的金屬，體內(nèi)易降解因而限制了其應(yīng)用，在鎂支架表面覆蓋納米羥基磷灰石顆粒，可以提高金屬鎂的抗腐蝕性，降低降解速率，延長(zhǎng)在體內(nèi)機(jī)械強(qiáng)度的保持時(shí)間。HA 涂層鎂支架在模擬體液中浸泡6 周仍能保持86%的抗壓強(qiáng)度（275 MPa），遠(yuǎn)高于無(wú)涂層對(duì)照組的66%（208 MPa）［31］。

鈦支架具有足夠的機(jī)械強(qiáng)度和耐腐蝕性，然而過(guò)高的機(jī)械強(qiáng)度會(huì)造成骨骼修復(fù)時(shí)的應(yīng)力屏蔽。Tsai 等［32］將鎂-硅酸鈣和殼聚糖溶液涂覆于鈦支架表面進(jìn)行冷凍干燥，形成復(fù)合物涂層，抗壓強(qiáng)度達(dá)到50.3 MPa，且機(jī)械強(qiáng)度與骨骼匹配，可避免單純鈦支架的應(yīng)力屏蔽，從而增強(qiáng)支架和骨的結(jié)合，提高支架的應(yīng)用潛力。Hirota 等［33］在鈣磷比為1.67 的前驅(qū)體溶液中浸泡鈦支架，并進(jìn)行加熱和超聲處理，從而形成能夠均勻覆蓋支架內(nèi)部的HA 涂層，以其修復(fù)下頜骨節(jié)段性缺損，可增強(qiáng)骨的致密性，并且其力學(xué)性能可達(dá)到即刻負(fù)載，促進(jìn)頜骨的功能恢復(fù)。

涂層可簡(jiǎn)單、快速地完成對(duì)支架材料的改性，適用于大部分組織工程支架。然而涂層支架可能存在支架和涂層力學(xué)性能不匹配而導(dǎo)致的涂層裂隙、脫落等。Ke 等［34］對(duì)鈦支架表面超聲下進(jìn)行沖洗和噴砂后，通過(guò)等離子噴涂技術(shù)沉積了連續(xù)的、濃度呈梯度變化的羥基磷灰石涂層，減小了支架與涂層的熱膨脹系數(shù)的差異，燒結(jié)后的支架與涂層粘結(jié)強(qiáng)度增加，兩個(gè)界面緊密結(jié)合，無(wú)縫隙存在。因此涂層的使用不僅是增加一層薄膜，而應(yīng)全面地考慮與基底材料的結(jié)合效果，與基底材料力學(xué)性能和熱膨脹性能之間的差異。

2.4 原位礦化法

原位礦化是將具有骨誘導(dǎo)性能的支架材料與體液或模擬體液相互作用，從而產(chǎn)生和天然骨組織礦物沉積相似的過(guò)程。通過(guò)模擬體內(nèi)骨骼形成的礦化過(guò)程，可形成礦物晶體排列方向較一致的支架，從而提高機(jī)械性能。Moeini 等［35］將聚己內(nèi)酯溶液和鈣磷前驅(qū)體溶液攪拌混勻后在60 ℃～150 ℃進(jìn)行聚合，可得到HA 納米棒均勻分布的聚合物，控制使最終產(chǎn)物的HA 比例為20 wt%，然后冷凍干燥制得仿生支架，其抗壓強(qiáng)度為19 MPa，相比于傳統(tǒng)聚己內(nèi)酯/羥基磷灰石（polycaprolactone/hydroxyapatite，PCL/HA）支架（15 MPa）力學(xué)強(qiáng)度提高。

天然骨組織是膠原纖維的基礎(chǔ)上，HA 沉積、礦化，形成的礦化纖維束聚集并分層環(huán)狀排列成為骨單位。Gao 等［36］將質(zhì)量比為9∶1 的聚乳酸和絲蛋白靜電紡絲制備的層狀支架在模擬體液中礦化，得到與天然板層骨中膠原和HA 排列類似的支架，抗壓強(qiáng)度達(dá)到91 MPa，力學(xué)性能明顯高于非原位礦化支架（7.79 MPa）。這說(shuō)明原位礦化技術(shù)在提高支架的強(qiáng)度方面具有十分顯著的作用。模擬體液（即前驅(qū)體溶液）中，成分和正常組織液相似，不含有毒成分，生物相容性高，并且模擬骨組織形成時(shí)的礦化過(guò)程，生物活性能夠兼顧。

然而目前原位礦化技術(shù)的研究遠(yuǎn)不如復(fù)合支架、涂層等技術(shù)深入，大部分研究中的模擬體液目標(biāo)僅僅為模擬骨組織礦化，種類和配方多樣性不足，對(duì)于成骨的同時(shí)負(fù)載其他離子等方面的改性研究仍然匱乏。通過(guò)改變模擬體液中的離子組成及濃度，可以產(chǎn)生不同的效果。例如Saha 等［37］的研究表明，通過(guò)調(diào)整礦化溶液中Na2CO3和CaCl2的濃度比，可以得到最佳礦化效果的礦化溶液，這將促進(jìn)原位礦化技術(shù)廣泛應(yīng)用。

原位礦化將組織工程與仿生學(xué)結(jié)合，在以往單純使用支架修復(fù)骨缺損的基礎(chǔ)上，拓展了支架材料在骨誘導(dǎo)性能上的能力，開辟了今后研究的新思路。

2.5 其他新型加工方法

3D 打印、CAD/CAM 等技術(shù)興起，使得精確控制支架的幾何形狀、三維結(jié)構(gòu)和孔徑成為可能。通過(guò)一些特殊的加工方式，可以使材料分子之間的結(jié)合、排列受到調(diào)控，從而增強(qiáng)支架的機(jī)械強(qiáng)度。

2.5.1 選擇性激光融化技術(shù) 選擇性激光熔化技術(shù)（selective laser melting，SLM）是將金屬粉末在波長(zhǎng)較短、能量密度高的激光作用下熔化，逐層沉積并焊合，最終冷卻可得到精確設(shè)計(jì)的結(jié)構(gòu)。金屬支架可通過(guò)這一技術(shù)改變分子連接方式，調(diào)控其機(jī)械性能使其更適合骨缺損修復(fù)治療。研究表明模擬天然骨骼的螺旋結(jié)構(gòu)可提高支架的機(jī)械性能。傳統(tǒng)方式制作的鈦支架中的微觀結(jié)構(gòu)為立方晶格，邊緣為直角，轉(zhuǎn)折角度大，Zhu 等［38］在計(jì)算機(jī)中建模后使用選擇性激光熔化技術(shù)將鈦支架形成類似骨骼的三周期極小曲面（three-period minimum surface，TPMS）結(jié)構(gòu)，相比于傳統(tǒng)鈦支架，獲得了更高的強(qiáng)度（670 MPa）。并且具有規(guī)則均勻孔隙結(jié)構(gòu)的鈦支架可以有效避免應(yīng)力屏蔽現(xiàn)象，保證支架和骨組織的緊密結(jié)合。類似的技術(shù)還有電子束熔化技術(shù)（electron beam melting，EBM）和選擇性激光燒結(jié)技術(shù)（selected laser sintering，SLS），不同之處在于前者通過(guò)電子進(jìn)行加熱，后者未完全將金屬材料熔化而僅僅進(jìn)行燒結(jié)。筆者認(rèn)為這種精確加工技術(shù)在個(gè)性化治療、調(diào)控微觀結(jié)構(gòu)方面都具有十分廣闊的應(yīng)用前景，將會(huì)是支架制備方式的發(fā)展方向。

選擇性激光熔化技術(shù)由于加工時(shí)支架逐層受熱、冷卻，可能存在未熔化的粉末，若未能及時(shí)去除會(huì)對(duì)組織產(chǎn)生刺激，因此其支架往往孔徑大于金屬顆粒直徑。燒結(jié)支架制備過(guò)程中，受熱均勻能促進(jìn)晶粒生長(zhǎng)，有利于材料的致密化［1］。有學(xué)者提出使用特殊粘合劑，以熱固性聚合物環(huán)氧基樹脂作為粘合劑，使用直寫成型技術(shù)先將鈦金屬粉末堆積成預(yù)先設(shè)計(jì)的結(jié)構(gòu)，然后整體同時(shí)進(jìn)行加熱燒結(jié)，由于克服了局部加熱冷卻產(chǎn)生的結(jié)構(gòu)不均勻和殘余應(yīng)力，使鈦支架的抗壓強(qiáng)度得到提高，達(dá)到了340 MPa［39］。因此，經(jīng)過(guò)不斷研究和改進(jìn)，此類加工方式會(huì)成為組織工程支架的大趨勢(shì)。

2.5.2 納米微球技術(shù) 納米微球是直徑在納米到微米級(jí)的小分子球，顆粒表面可以存在細(xì)微的孔徑，納米微球技術(shù)正是利用這一特點(diǎn)，將不同種類的分子結(jié)合到一起，從而對(duì)材料進(jìn)行改性。聚合物材料往往分子質(zhì)量變化較大，在支架中分布不均勻可導(dǎo)致機(jī)械強(qiáng)度下降。例如各種金屬材料在復(fù)合加工時(shí)常常因?yàn)榉植疾痪鶆蛐纬蓤F(tuán)塊，影響材料整體強(qiáng)度。Shuai 等［40］通過(guò)納米微球技術(shù)將磷脂包裹納米金剛石，磷脂的親水端與納米金剛石形成氫鍵連接，疏水端則促進(jìn)金剛石顆粒在聚乳酸基質(zhì)中均勻分布，與未改性支架相比，抗壓強(qiáng)度提高了162.8%，達(dá)到了101.24 MPa。這種技術(shù)改變了傳統(tǒng)復(fù)合材料的結(jié)合方式，通過(guò)形成復(fù)合微球?qū)⒉煌牧系姆肿咏Y(jié)合，使不同組分分布更加均勻，結(jié)合更牢固，并且在傳統(tǒng)復(fù)合材料成分選擇方面的研究基礎(chǔ)上，其分子改性策略選擇眾多，可以在短時(shí)間內(nèi)獲得較大進(jìn)展。

2.5.3 電荷作用 分子間的排布往往受靜電作用影響。殼聚糖溶解需要經(jīng)過(guò)酸溶液質(zhì)子化，分子鏈由于靜電排斥而溶解，Xu 等［41］將殼聚糖溶液冷凍并使用飽和氯化鈉和三磷酸鹽溶液交聯(lián)，由于Cl-與殼聚糖分子鏈的NH3+結(jié)合屏蔽了分子間的斥力，從而防止殼聚糖在交聯(lián)時(shí)發(fā)生溶解，使支架維持相互連接的孔隙網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)，其發(fā)現(xiàn)調(diào)節(jié)溶液氯離子濃度可通過(guò)中和交聯(lián)支架所帶電荷，從而控制支架的結(jié)合強(qiáng)度。生物陶瓷材料也可通過(guò)靜電作用改善分子分布而提高機(jī)械強(qiáng)度。Hu 等［42］將20 wt%的絲素蛋白溶液經(jīng)過(guò)飽和氫氧化鈣處理，調(diào)節(jié)溶液呈堿性，使絲素蛋白在靜電作用下分子鏈伸展，同時(shí)在磷酸鈣骨水泥中分布更均勻，增強(qiáng)了有機(jī)相和無(wú)機(jī)相的結(jié)合，支架的抗壓強(qiáng)度達(dá)到了50 MPa，在骨修復(fù)中能起穩(wěn)定的支撐作用。

3 小 結(jié)

通過(guò)以上幾種技術(shù)，可提高支架的機(jī)械強(qiáng)度，增大支架材料的應(yīng)用空間，為骨組織工程發(fā)展拓展空間。改變材料組分雖然可產(chǎn)生單一材料不具有的機(jī)械性能，但有機(jī)溶劑對(duì)材料的生物相容性和安全性能造成不利影響，大部分交聯(lián)劑具有細(xì)胞毒性，這也限制了其進(jìn)一步應(yīng)用；涂層在改善機(jī)械強(qiáng)度同時(shí)也可增強(qiáng)支架的黏附、負(fù)載性能，但支架和涂層之間的界面應(yīng)力集中要求兩者膨脹系數(shù)等相匹配，是研究新涂層時(shí)必須注意的問(wèn)題。

納米技術(shù)可將原有分子以新的方式結(jié)合，從微觀上改變了材料分子的分散性、靜電作用及連接方式，材料的制備過(guò)程安全無(wú)毒，且納米材料的黏附性能、支架的均勻性對(duì)比傳統(tǒng)支架均有優(yōu)勢(shì)。原位礦化技術(shù)以其仿生領(lǐng)域的特點(diǎn)，模擬體內(nèi)骨組織形成過(guò)程，可產(chǎn)生與天然骨組織形態(tài)最接近的分子、晶體排列方式，是改善支架的機(jī)械性能的新思路。但類似于原位礦化的仿生技術(shù)支架目前論述尚較少，仍有待進(jìn)一步研究。在今后的工作中，精確調(diào)控材料宏觀和微觀結(jié)構(gòu)、使材料性能與天然骨匹配以及仿生骨支架等方面的研究，將成為研究的重點(diǎn)。