聚芳醚酮材料因其高的熱穩定性、優良的機械性能、良好的生物相容性和射線可透性，已經廣泛地應用于創傷、脊柱和顱頜面修復等生物醫用領域。然而，聚芳醚酮材料本質上的生物惰性會導致其植入體內后出現骨整合不足的問題，進而限制了該材料在生物醫用領域的進一步發展和應用。因此，如何增強聚芳醚酮材料的生物活性，提升其在體內的骨整合能力成為了目前該領域研究的難點和焦點。該文綜述了近年來用于生物醫用領域的生物活性聚芳醚酮材料的研究現狀及進展，并對研究中存在的一些問題進行了回顧和展望。
引用本文： 袁波, 成沁雯, 朱向東, 張凱, 張興棟. 生物醫用聚芳醚酮材料研究進展. 華西醫學, 2018, 33(9): 1053-1060. doi: 10.7507/1002-0179.201808064 復制
聚芳醚酮（polyaryletherketones，PAEK）是一類典型的高性能熱塑性聚合物，其中最具代表性的包括聚醚醚酮（polyetheretherketone，PEEK）和聚醚酮酮（polyetherketoneketone，PEKK）等[1-2]。自 1980 年被英國帝國化學工業有限公司商業化以來，PAEK 優異的材料性能使其在工業領域如石油、天然氣、航空和電子領域中得到了廣泛的應用[2-3]。同時，PAEK 獨特的化學結構賦予其良好的耐化學腐蝕性、熱穩定性、射線可透性以及與人體自然骨較匹配的機械性能，也使其作為生物材料被應用于創傷、脊柱及顱頜面修復等生物醫用領域[2, 4-5]。在生物醫用 PAEK 中，針對 PEEK 材料的應用研究和商業開發最為廣泛和成熟。近年來，PEEK 材料在脊柱修復領域中已成為了傳統金屬植入體的優良替代品[4, 6]。同時，PAEK 中另外一種代表性的聚合物，PEKK 材料也開始逐漸出現在研究者和廠商的視野里。研究表明，PEKK 比 PEEK 有著更優良的熱穩定性和機械強度[7-9]。此外，PEKK 分子鏈中的雙酮基結構也使其更適用于化學改性，進而可大幅度地提升其臨床應用潛力[9-10]。最近，國內外的一些研究機構及公司也開始探討 PEKK 在脊柱及顱頜面修復中的應用，并取得了良好的初期成效[11-12]。
隨著 PAEK 越來越多地作為長期甚至永久性植入物使用，該領域的研究焦點已經逐漸轉向了 PAEK 在生物體內的骨整合能力及長期穩定性方面[13]。大量的研究結果已證實骨整合是影響植入體長期壽命的關鍵性因素之一[14]。生物惰性的人工關節和牙種植體與宿主骨之間會生成較多的纖維組織從而形成纖維整合，嚴重影響了植入體的長期穩定性，甚至導致植入體失效。同樣生物惰性的 PAEK 也存在此現象，有相關研究報道指出 PAEK 進入生物體后會因植入體與宿主骨之間所生成的過多纖維組織而導致界面骨整合不足，最終導致植入失敗[15]。鑒于此，近年來應用各種技術方法和手段改善 PAEK 生物活性的相關研究受到了廣泛關注并取得了重要進展，主要包括 3 種方式：利用涂層、物理或化學處理進行表面活化改性；通過熔融共混生物活性物質如羥基磷灰石（hydroxyapatite，HA）、生物活性玻璃（bioactive glass，BG）等制備 PAEK 基復合材料；引入多孔結構及生物活性因子構建生物活性 PAEK 材料。本文就近些年來生物醫用 PAEK 的相關研究進展進行綜述。
1 表面活化改性
1.1 表面涂層處理
早在 20 世紀 70 年代，就有研究者利用等離子體噴涂技術在鈦基植入體表面成功地構建了多孔鈦涂層，將其植入到羊的股骨 26 周后發現，噴涂后的植入體與宿主骨之間的界面剪切強度相較對照組而言竟高達 20 倍[16]。自此以來，眾多研究者紛紛開展了類似的研究并進一步地證明了涂層技術在臨床應用中的安全性和可行性[17]。近年來，許多材料諸如 HA[18]、鈦[19]、二氧化鈦[20]、硅[21]、石墨烯[22]等都曾被作為涂層材料通過噴涂、溶液沉積、電子束和等離子體注入等手段沉積在 PAEK 基材表面。其中，等離子體噴涂 HA 或鈦是現階段 PAEK 涂層構建領域中應用最為廣泛和成功的技術手段。Suska 等[23]利用真空等離子體噴涂技術在碳纖維增強 PEEK 及鈦合金表面構建了 HA 涂層（PEEK-HA），在將其應用于兔子股骨缺損的修復研究中發現 PEEK-HA 材料表現出了最高的促骨生長能力。此外，也有研究者將冷噴涂 HA 技術應用在 PEEK 涂層構建中，促進了骨髓間充質干細胞（mesenchymal stem cells，MSC）在 PEEK 表面的增殖和分化，同時極大地提升了植入體在體內的骨整合能力和與骨結合強度[24]。除了應用最多的等離子噴涂技術，電子束沉積也常常被用來在 PAEK 表面構建活性涂層。Wen 等[25]以硅酸鈣作為激發介質通過電子束沉積技術實現了在硅涂層在 PEEK 表面的精準制備，并通過大鼠骨質疏松模型對材料的體內外生物學性能進行了評估。其結果表明經過電子束沉積處理 5 min 后的材料組在體外表現出了最高的堿性磷酸酶活性和成骨基因表達量，而處理 8 min 的材料組則表現出了最高的體內骨整合能力。然而，不管是等離子噴涂處理還是電子束沉積改性，在針對多孔或者形貌較為復雜的材料時，其改性效果一直不甚理想。因此，研究者們開始試圖通過溶液沉積的方法在具有復雜形貌的 PAEK 表面形成較為均勻可控的活性涂層。Shimizu 等[26]對 PEEK 進行氧等離子體前處理后通過溶膠-凝膠法在其表面形成了一層均勻的納米二氧化鈦涂層，后續的體內外研究發現該涂層能夠改善 PEEK 的體外細胞效應進而提升其在體內的骨結合強度。另外，近些年來在改善 PAEK 生物活性的同時，PAEK 基植入體在體內復雜環境中的諸多應用也開始催生了功能性生物活性涂層的相關研究。這些功能性的生物活性涂層目前大多試圖通過摻氟[27]、銀[28-30]或者石墨烯[22, 31]等進入活性涂層后賦予 PAEK 更高的生物活性及抗菌性能。
生物活性涂層對 PAEK 生物活性及骨整合能力的促進作用已經得到了廣大研究者及臨床的證實和認可。但不可否認的是，這些生物活性涂層對于 PAEK 基底的惰性本質并未起到明顯的改善效果。作為長期甚至永久性的植入體，當這些活性涂層在體內發生降解或者脫離后，與植入體周邊組織直接接觸的仍然是 PAEK 的生物惰性表面。此外，上述的部分生物活性涂層與 PAEK 基體的結合強度仍需要得到進一步的提高。
1.2 表面物理/化學改性處理
PAEK 表面本質上的生物惰性導致其在體內骨整合不足的問題極大地限制了其在臨床上的進一步應用。自 PAEK 被引入生物醫用領域以來，越來越多的研究者試圖通過各種物理或者化學手段來改變 PAEK 的惰性表面。通常針對 PAEK 的物理改性手段有等離子體改性（氧等離子體[32]、氮/氧等離子體[33]、氧/氬等離子體[34]等）、加速中性原子束改性[35-36]、噴砂處理[37]和等離子體注入[27]等方法。Novotna 等[38]研究了氧/氬等離子體處理后的 PEEK 對 L929 和 U-2 OS 兩種細胞的影響效應，研究發現經等離子體改性后的 PEEK 能夠顯著促進兩種細胞在其表面的貼附、增殖及代謝活性。而為了能夠進一步地提升等離子體改性的效果，也有研究者同時利用噴砂和氧等離子體改性提升了 PEEK 表面的親水性并引入了微/納米結構，改性過后的親水性及微/納米表面能夠對 MG-63 細胞在 PEEK 上的增殖和分化起到積極的促進作用，并顯著增強了 PEEK 在體內的骨整合能力[37]。類似的納米結構也被 Khoury等[36]通過加速中性原子束技術引入 PEEK 表面，后續的體內研究表明相較對照組，改性后的 PEEK 植入后具備了更高的成骨面積（3 倍）和界面骨結合強度（2 倍）。
PAEK 規整的分子鏈結構使能作用于其表面的化學處理手段較為稀少，大多集中在通過濕化學法對其分子鏈中的酮基所進行的改性處理。在該領域的研究初期，Noiset 等[39]利用濕化學法如氧化還原、偶聯二異氰酸酯后水解或偶聯氨基酸選擇性地在 PEEK 表面引入了羥基、羧基、氨基和氨基酸等官能團，并通過體外實驗證明了這些基團的引入能夠促進人的結腸腺細胞 CaCo2 在 PEEK 表面的貼附和生長。后續的研究中，Becker 等[40]將乙二胺作為中間介質引入 PEEK 后再交聯精甘天冬氨酸肽，顯著地提升了成骨細胞在 PEEK 表面的貼附和增殖。同樣為了能夠引入肽鏈，也有研究者利用多巴胺在 PEEK 表面上自聚合后嫁接羧甲基殼聚糖和骨形成多肽活性分子，進一步的體內外生物學評價發現嫁接的活性分子能夠極大地促進人 MSC 在 PEEK 表面的貼附、增殖和成骨分化以及抗菌能力，繼而提升材料在生物體內的成骨效應[41]。在 PAEK 的化學改性相關研究中，除了上述針對其分子鏈中酮基所進行的化學改性處理，苯環上的磺化處理是另外一種較為有效的化學處理手段。應用于超濾或者滲透蒸發的 PAEK 薄膜最早開始采用磺化處理作為化學改性手段[42]。通過磺化處理，除了能在 PAEK 分子鏈中上引入親水性磺基，還能在其表面構建微孔網絡結構。早期針對 PAEK 的磺化動力學機制已經探究得較為完全[43]。在此基礎上，Ouyang 等[44]通過磺化處理結合后續的水熱處理制備了不同磺化程度的磺化 PEEK，后續的體內外研究結果發現通過磺化處理所構建的低酸環境和多微孔網絡能夠對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌起到一定程度的抑制效果，同時也能顯著地提升材料在體內的骨整合能力。除了上述的諸多化學改性方法，也有研究者試圖通過不同程度的堿處理來提升 PAEK 材料的體外生物活性[45]。
就目前看來，通過物理或化學改性處理都能在一定程度上提升 PAEK 的生物活性和骨整合能力。然而，在上述的改性方法中，這兩種改性處理手段在一些研究中都體現出了不同程度的局限性。通過對物理改性（如等離子體處理）后的 PAEK 的體外研究，研究者們發現其表面的親水性轉變隨著時間的延長會出現大幅度的減弱，而在更加復雜的生物體內，這種改性效果的長期時效性需要得到進一步的研究和證實。與物理改性不同的是，經過化學改性后的 PAEK 材料能夠具備較為穩定的改性效果，然而其中大部分通過交聯或者接枝改性的材料經過標準化的輻照滅菌后，其改性效果仍然有待驗證。
2 PAEK 基復合材料
2.1 PAEK/磷酸鈣復合材料
在材料基質中引入生物活性相成分已經成為了一種提升材料生物活性的常用手段。磷酸鈣作為一種被廣泛研究和認可的生物活性材料，早在 20 世紀 90 年代就被 Abu Bakar 等[46]通過熔融共混引入到 PEEK 基質中。自此以來，許多磷酸鈣材料（beta-tricalcium phosphate，β-TCP）[47]、HA[48-49]等通過各種成型方式（擠出、熱壓和 3D 打印等）以多種形式（顆粒、微球、納米顆粒和晶須等）與 PAEK 基質形成了復合材料。這些研究的初期焦點是考察復合材料組分與其機械性能的關系。Khor 的團隊通過注射成型制備了不同組分的 PEEK/HA（5%、10%、20%、30%、40%）復合材料，并對其進行了較為系統的機械性能評估[48]。結果顯示，隨著 HA 含量的增加，復合材料的彈性模量、硬度都隨之增加，然而材料的拉伸強度開始急劇降低（從 83.3 MPa降至 49.0 MPa）。他們后續的研究發現了 HA 微球與 PEEK 材料之間并無緊密結合，只呈現出了簡單的機械連接[50]。這種簡單的機械連接會致使相成分之間的界面結合失效，進而引發應力作用下 HA 與 PEEK 基質之間微裂紋的產生，甚至導致材料的疲勞失效。類似的，其他的研究者在對 β-TCP 填充 PEEK 材料的探究中，也發現和證實了這一現象[47]。這些研究者將 β-TCP 作為生物活性成分，通過注射成型制備了含 β-TCP 量為 5%、10%、20%、40% 的 PEEK 復合材料，進行力學評估后發現了復合材料拉伸強度的下降和彈性模量的增加。不僅如此，后續的體外生物學測試結果還發現 β-TCP 的添加抑制了成骨細胞在復合材料表面上的增殖。此外，近些年來對 PEKK 生物活性復合材料的探究中，研究者們也開始關注和報道類似的問題。Converse 等[8]在利用 HA 晶須增強 PEKK 時發現當 HA 晶須的添加量達到 20% 時復合材料表現出了最高的彈性模量（149 MPa）和屈服強度（2.24 MPa）。而隨著 HA 含量的增加，復合材料的彈性模量和屈服強度分別降至 126 MPa 和 165 MPa。造成這一現象的主要原因是高含量的生物活性填充物與 PEEK 基質之間的相互作用持續增加，同時填充物與材料基質之間的機械連接進一步引發了相成分之間微裂紋的出現[51]。
因此，后續有關生物活性 PAEK 復合材料的研究重點已經逐漸轉移到了如何在保證復合材料足夠機械強度的同時增強材料的生物活性。相較微米 HA（micro-hydroxyapatite，μHA），具備更高增強效果和生物活性的納米 HA（nano-hydroxyapatite，nHA）被認為是一種合適的填充物。有研究者通過溶膠-凝膠法合成了不同組分的 nHA /PEEK 復合材料（6.1%、12.6%、17.4%、24.5%、36.7%）。對其進行了進一步的力學性能研究后，再對比了當前 μHA 增強 PEEK 的一些相關研究，發現在含 HA 量差別不大（nHA：6.1%，μHA：10%）的兩種復合材料中，nHA 的增強效果（108 MPa）明顯高于 μHA，同時隨著 nHA 含量的增高，材料后拉伸強度僅下降至 56 MPa，降低幅度明顯更小[52]。近年來，在 nHA 增強 PEEK 的探究中，Wei 的團隊做了大量的相關工作[53]。他們通過共混 PEEK（60%）、碳纖維（carbon fiber，CF）（15%）和 nHA（25%）制備了三元復合材料 PEEK/n-HA/CF，將 PEEK 的拉伸強度（89 MPa）提高至 156 MPa，并系統地評估了材料的表面形貌、體外生物學效應和體內成骨性能之間的關系，研究結果表明 nHA 的引入結合材料表面的微/納結構能夠促進成骨細胞（MG63）在材料表面的貼附、增殖及成骨分化，并進一步地提升材料在生物體內的骨整合能力及骨結合強度[13, 37, 54]。此外，他們還將氟化改性的 nHA 與 PEEK 熔融成型復合材料 40%nHA/PEEK，提高材料力學強度（137 MPa）的同時增強其抗菌性能及體內骨整合能力[55]。
2.2 其他復合材料
在生制備物活性 PAEK 復合材料的過程中，除了為數眾多的磷酸鈣材料被作為活性成分引入 PAEK 基質中外，另外的一些生物活性陶瓷也被逐漸研究和利用。Nkenke 的團隊利用 3D 激光燒結分別制備了 PEEK/10% BG 和 PEEK/10%β-TCP 復合材料，體外生物學評價顯示成骨細胞在 PEEK/10%BG 復合材料表面表現出了最高的活性和增殖速率[56]。Hu 等[57]利用一種改良后的模板法與自組裝法合成了介孔硅酸鈣（calcium silicate，CS）后與 PEEK 粉末壓縮燒結成型 PEEK/CS 復合材料。進行機械性能評估后發現隨著 CS 的增加（0、12%、24%）復合材料的彈性模量（2.8 GPa 升至 5.5 GPa）和壓縮強度（109 MPa 升至 181 MPa）得到了明顯的提升，同時材料的拉伸強度只有輕微下降（98 MPa 下降至 95 MPa）。而后的體外細胞培養中發現復合材料會向培養環境中釋放一定量的鈣離子，促進細胞在材料表面的貼附、增殖及分化。而為了進一步增強生物活性 PAEK 復合材料的抗菌性能，氮化硅開始逐漸被研究者們通過熔融共混的方式均勻混合進 PEEK 基質中[58]。最近的一項研究表明，與氮化硅復合后的 PEEK 復合材料能夠通過在含水環境下洗脫氨和硅酸與細菌膜產生化學反應導致葡萄球菌的溶解從而提升材料的抗菌性能，而類似的相互作用同樣能夠在該復合材料與人骨肉瘤細胞 SaOS-2 之間發現[59]。另外，除了上述的這些生物活性陶瓷、二氧化鈦也常常被用來作為生物活性成分引入 PAEK 基質中[20, 60]。有研究者將 40% 的納米二氧化鈦混入 PEEK 基質中后發現引入復合材料表面的納米二氧化鈦能夠為成骨細胞提供貼附位點，從而促進成骨細胞在材料表面的貼附和擴展速度，進而顯著地提升材料在體內的成骨能力[61]。
長期以來，生物活性復合材料的制備在 PAEK 的相關研究領域里受到了廣泛的關注，然而就目前看來，雖然研究者們能夠通過各種技術手段增強 PAEK 的生物活性，并一定程度上提升了復合材料的機械性能，然而生物活性相成分與 PAEK 材料基質之間的簡單機械連接仍未得到明顯改善，生物活性 PAEK 復合材料的長期機械性能更需要進一步的觀察和研究。
3 生物活性 PAEK 材料
3.1 PAEK 多孔材料
對于作為長期甚至是永久性植入物的生物材料或者器械而言，多孔結構的引入不僅能夠降低因植入體材料彈性模量與宿主骨不匹配而導致的應力屏蔽效應，還能在植入體周邊運輸和傳遞營養物質、吸附蛋白、引導細胞、血管和組織的長入，增強植入體與周邊組織的相互作用，從而促進植入體在體內的長期穩定性[62]。早在 1993 年，多孔高密度聚乙烯就已被應用于臨床上的顱頜面修復，并取得了良好的修復效果[63]。多孔 PAEK 材料的研究起始于 2002 年，Abu Bakar 等[64]將 PEEK、HA 和制孔劑熔融成型，濾除制孔劑后得到孔隙率為 60%，孔徑分布 300～600 μm 的多孔 PEEK-HA（20%）復合材料，并將其植入豬的股骨遠端缺損后觀察材料的體內生物學效應及組織長入狀況。研究結果發現盡管在第 6 周時 PEEK-HA 孔內未曾發現骨組織的生成，但是仍有纖維血管組織的長入。植入后 16 周通過光學顯微鏡和掃描電子顯微鏡均能發現孔內成熟骨組織的出現和長入。通過類似的制孔劑模板法，Landy 等[65]將制備的孔隙率 50% 和平均孔徑 100 μm 的多孔 PEEK 支架與大鼠 MSC 共培養后發現多孔支架材料表現出了適宜的細胞相容性，并能夠激發 MSC 成骨分化和礦化。然而，后續的研究表明多孔結構的引入明顯降低了 PAEK 的機械性能，而較低的機械性能對多孔 PAEK 的潛在應用仍然是一大缺陷。因此，為了改善 PAEK 多孔支架的機械性能，Roder 的團隊通過熔融共混 PEKK 粉末、HA 晶須和氯化鈉制孔劑制備了不同孔隙（75%、82.5% 和 90%），不同晶須含量（0、20% 和 40%）和不同熔融溫度（350、365、375℃）的 PEKK/HA 復合材料[8, 51]。在這些多孔復合材料中，孔隙率為 75%，晶須含量 20% 的 PEKK 復合材料在熔融溫度為 375℃ 時表現出了最高的彈性模量（149 MPa）和屈服強度（2.2 MPa）。
此外，同樣為了能夠在構建多孔結構的同時保證 PAEK 支架材料的力學強度，Evans 等[66]通過熔融擠出結合制孔劑濾除制備了表面多孔 PEEK（PEEK-SP）材料。所制備的 PEEK-SP 的表面多孔層厚為 399.6 μm，孔隙率為 67.3%，平均孔徑為 279.9 μm。與致密 PEEK 相比，PEEK-SP 的拉伸強度保持在致密 PEEK 的 73.9%（71.06 MPa），彈性模量保持在 73.4%（2.45 GPa）。進一步的體內研究結果表明，表面多孔的引入能夠通過促進骨長入、降低纖維組織的長入從而提升材料在體內的骨整合能力。為了證明和探究 PEEK-SP 的應用潛力，后續的研究者們利用有限元分析考察了多孔 PEEK 和鈦在骨長入環境中材料性能和結構對所受載荷的影響[67]。其結果發現，由于兩種材料彈性模量的差異，相比于鈦植入體，多孔 PEEK 支架在骨組織長入時所受載荷大部分轉移到了孔內的骨組織上，這些轉移的載荷能夠促進骨組織在 PEEK-SP 周邊的骨長入。此外，另外的一些研究者們在對 PEEK-SP 的頸椎壓緊模擬評估中發現這種表面多孔結構相較其他表面改性比如噴涂鈦涂層的 PEEK 而言，在壓緊情況下更能夠保持材料的表面形貌和物理結構，降低術間的材料損傷[68]。
上述的多孔 PAEK 材料的制備大多采用制孔劑模板法，而除此之外，選擇性激光燒結也被應用于多孔 PAEK 支架材料的制備。選擇性激光燒結最初被應用于 PEEK/HA 復合材料的制備，而后 Tan 等[69]將其進一步應用于多孔 PEEK 材料的制備。在他們制備的不同組分含量的多孔 PEEK-HA（10%、20%、30%、40%）復合材料中，材料的孔隙率會隨著 HA 含量的增加有輕微的降低。后續的體外模擬體液浸泡和細胞實驗則證明了多孔 PEEK-HA 材料具有良好的體外生物活性和生物相容性。
3.2 生物活性 PAEK 材料
作為長期甚至永久性的植入體，理想的生物活性 PAEK 材料應該具備良好的機械性能，有助于植入初期的支撐作用，同時兼具良好的骨傳導性和骨整合能力，能夠促進植入體與周邊骨組織的快速鍵合直至骨整合。但就目前而言，單一的改性方法所得到的效果仍然不足以令人滿意。鑒于此，研究者們也逐漸開始通過多種改性方法結合制備生物活性 PAEK 材料。其中較為典型的便是通過多孔 PAEK 支架材料負載生長因子或者細胞提升 PAEK 材料的成骨能力。Roskies 等[70]利用選擇性激光燒結制備了孔隙率為 36.88% 的多孔 PEEK 支架后，試圖將其與骨髓 MSC 和脂肪干細胞共培養后再應用于生物體內，以此提高支架材料與宿主骨的界面結合能力。在另外的一項研究中，Adamzyk 等[12]利用孔徑為 600 μm 的 PEKK 多孔支架負載 MSC 后，將其應用于綿羊的顱骨修復。盡管負載 MSC 后并未增加支架材料內部的新生骨量，但研究也發現多孔的 PEKK 能夠對 MSC 的貼附、增殖和分化起到積極作用。除了通過多孔支架搭載生長因子或者細胞來提高多孔 PAEK 材料的成骨能力，也有研究者通過對制備的多孔 PAEK 支架材料進行理化改性處理來實現這一目的。Hieda 等[71]通過對多孔 PEEK 支架材料進行磺化處理并植入生物體內后發現磺化多孔 PEEK 呈現出了更好的骨長入效果。最近，針對磺化改性處理 PAEK 的進一步研究被 Yuan 等[9]報道。在他們的研究中，通過 HA 球形顆粒作為制孔劑結合熱壓成型后濾除制孔劑得到多孔 PAEK，進一步將材料進行磺化處理后礦化沉積類骨磷灰石制備生物活性多孔 PAEK。后續的體內外研究發現磺化處理及類骨磷灰石的沉積能夠通過表面親疏水性和表面形貌的轉變結合鈣、磷離子的釋放促進 MSC 在材料表面的貼附、增殖及分化，進而顯著地提升 PAEK 在體內的骨整合能力和骨結合強度[10]。
4 小結與展望
PAEK 目前已經廣泛地被應用于脊柱、創傷和顱頜面修復等生物醫用領域。隨著先進材料制備技術如 3D 打印等的革新，PAEK 將憑借其優異的熱穩定性和機械性能在生物醫用領域進一步擴大其應用范圍。但是，PAEK 本質上的生物惰性所導致的體內骨整合不足等是制約其進一步發展和應用的瓶頸問題。國內外研究者對此進行了廣泛的研究，迄今已取得了較好的進展，部分研究成果甚至已經應用于臨床。但即使如此，要想真正突破解決當前 PAEK 體內骨整合不足的問題，仍然面臨諸多挑戰。就目前的研究進展而言，多種改性方法的集成似乎是解決該問題的一種可行方式。而且，隨著材料制備和表面改性技術的日趨進步，攻克 PAEK 材料及植入器械臨床骨整合不足的問題正逐漸變為現實。
聚芳醚酮（polyaryletherketones，PAEK）是一類典型的高性能熱塑性聚合物，其中最具代表性的包括聚醚醚酮（polyetheretherketone，PEEK）和聚醚酮酮（polyetherketoneketone，PEKK）等[1-2]。自 1980 年被英國帝國化學工業有限公司商業化以來，PAEK 優異的材料性能使其在工業領域如石油、天然氣、航空和電子領域中得到了廣泛的應用[2-3]。同時，PAEK 獨特的化學結構賦予其良好的耐化學腐蝕性、熱穩定性、射線可透性以及與人體自然骨較匹配的機械性能，也使其作為生物材料被應用于創傷、脊柱及顱頜面修復等生物醫用領域[2, 4-5]。在生物醫用 PAEK 中，針對 PEEK 材料的應用研究和商業開發最為廣泛和成熟。近年來，PEEK 材料在脊柱修復領域中已成為了傳統金屬植入體的優良替代品[4, 6]。同時，PAEK 中另外一種代表性的聚合物，PEKK 材料也開始逐漸出現在研究者和廠商的視野里。研究表明，PEKK 比 PEEK 有著更優良的熱穩定性和機械強度[7-9]。此外，PEKK 分子鏈中的雙酮基結構也使其更適用于化學改性，進而可大幅度地提升其臨床應用潛力[9-10]。最近，國內外的一些研究機構及公司也開始探討 PEKK 在脊柱及顱頜面修復中的應用，并取得了良好的初期成效[11-12]。
隨著 PAEK 越來越多地作為長期甚至永久性植入物使用，該領域的研究焦點已經逐漸轉向了 PAEK 在生物體內的骨整合能力及長期穩定性方面[13]。大量的研究結果已證實骨整合是影響植入體長期壽命的關鍵性因素之一[14]。生物惰性的人工關節和牙種植體與宿主骨之間會生成較多的纖維組織從而形成纖維整合，嚴重影響了植入體的長期穩定性，甚至導致植入體失效。同樣生物惰性的 PAEK 也存在此現象，有相關研究報道指出 PAEK 進入生物體后會因植入體與宿主骨之間所生成的過多纖維組織而導致界面骨整合不足，最終導致植入失敗[15]。鑒于此，近年來應用各種技術方法和手段改善 PAEK 生物活性的相關研究受到了廣泛關注并取得了重要進展，主要包括 3 種方式：利用涂層、物理或化學處理進行表面活化改性；通過熔融共混生物活性物質如羥基磷灰石（hydroxyapatite，HA）、生物活性玻璃（bioactive glass，BG）等制備 PAEK 基復合材料；引入多孔結構及生物活性因子構建生物活性 PAEK 材料。本文就近些年來生物醫用 PAEK 的相關研究進展進行綜述。
1 表面活化改性
1.1 表面涂層處理
早在 20 世紀 70 年代，就有研究者利用等離子體噴涂技術在鈦基植入體表面成功地構建了多孔鈦涂層，將其植入到羊的股骨 26 周后發現，噴涂后的植入體與宿主骨之間的界面剪切強度相較對照組而言竟高達 20 倍[16]。自此以來，眾多研究者紛紛開展了類似的研究并進一步地證明了涂層技術在臨床應用中的安全性和可行性[17]。近年來，許多材料諸如 HA[18]、鈦[19]、二氧化鈦[20]、硅[21]、石墨烯[22]等都曾被作為涂層材料通過噴涂、溶液沉積、電子束和等離子體注入等手段沉積在 PAEK 基材表面。其中，等離子體噴涂 HA 或鈦是現階段 PAEK 涂層構建領域中應用最為廣泛和成功的技術手段。Suska 等[23]利用真空等離子體噴涂技術在碳纖維增強 PEEK 及鈦合金表面構建了 HA 涂層（PEEK-HA），在將其應用于兔子股骨缺損的修復研究中發現 PEEK-HA 材料表現出了最高的促骨生長能力。此外，也有研究者將冷噴涂 HA 技術應用在 PEEK 涂層構建中，促進了骨髓間充質干細胞（mesenchymal stem cells，MSC）在 PEEK 表面的增殖和分化，同時極大地提升了植入體在體內的骨整合能力和與骨結合強度[24]。除了應用最多的等離子噴涂技術，電子束沉積也常常被用來在 PAEK 表面構建活性涂層。Wen 等[25]以硅酸鈣作為激發介質通過電子束沉積技術實現了在硅涂層在 PEEK 表面的精準制備，并通過大鼠骨質疏松模型對材料的體內外生物學性能進行了評估。其結果表明經過電子束沉積處理 5 min 后的材料組在體外表現出了最高的堿性磷酸酶活性和成骨基因表達量，而處理 8 min 的材料組則表現出了最高的體內骨整合能力。然而，不管是等離子噴涂處理還是電子束沉積改性，在針對多孔或者形貌較為復雜的材料時，其改性效果一直不甚理想。因此，研究者們開始試圖通過溶液沉積的方法在具有復雜形貌的 PAEK 表面形成較為均勻可控的活性涂層。Shimizu 等[26]對 PEEK 進行氧等離子體前處理后通過溶膠-凝膠法在其表面形成了一層均勻的納米二氧化鈦涂層，后續的體內外研究發現該涂層能夠改善 PEEK 的體外細胞效應進而提升其在體內的骨結合強度。另外，近些年來在改善 PAEK 生物活性的同時，PAEK 基植入體在體內復雜環境中的諸多應用也開始催生了功能性生物活性涂層的相關研究。這些功能性的生物活性涂層目前大多試圖通過摻氟[27]、銀[28-30]或者石墨烯[22, 31]等進入活性涂層后賦予 PAEK 更高的生物活性及抗菌性能。
生物活性涂層對 PAEK 生物活性及骨整合能力的促進作用已經得到了廣大研究者及臨床的證實和認可。但不可否認的是，這些生物活性涂層對于 PAEK 基底的惰性本質并未起到明顯的改善效果。作為長期甚至永久性的植入體，當這些活性涂層在體內發生降解或者脫離后，與植入體周邊組織直接接觸的仍然是 PAEK 的生物惰性表面。此外，上述的部分生物活性涂層與 PAEK 基體的結合強度仍需要得到進一步的提高。
1.2 表面物理/化學改性處理
PAEK 表面本質上的生物惰性導致其在體內骨整合不足的問題極大地限制了其在臨床上的進一步應用。自 PAEK 被引入生物醫用領域以來，越來越多的研究者試圖通過各種物理或者化學手段來改變 PAEK 的惰性表面。通常針對 PAEK 的物理改性手段有等離子體改性（氧等離子體[32]、氮/氧等離子體[33]、氧/氬等離子體[34]等）、加速中性原子束改性[35-36]、噴砂處理[37]和等離子體注入[27]等方法。Novotna 等[38]研究了氧/氬等離子體處理后的 PEEK 對 L929 和 U-2 OS 兩種細胞的影響效應，研究發現經等離子體改性后的 PEEK 能夠顯著促進兩種細胞在其表面的貼附、增殖及代謝活性。而為了能夠進一步地提升等離子體改性的效果，也有研究者同時利用噴砂和氧等離子體改性提升了 PEEK 表面的親水性并引入了微/納米結構，改性過后的親水性及微/納米表面能夠對 MG-63 細胞在 PEEK 上的增殖和分化起到積極的促進作用，并顯著增強了 PEEK 在體內的骨整合能力[37]。類似的納米結構也被 Khoury等[36]通過加速中性原子束技術引入 PEEK 表面，后續的體內研究表明相較對照組，改性后的 PEEK 植入后具備了更高的成骨面積（3 倍）和界面骨結合強度（2 倍）。
PAEK 規整的分子鏈結構使能作用于其表面的化學處理手段較為稀少，大多集中在通過濕化學法對其分子鏈中的酮基所進行的改性處理。在該領域的研究初期，Noiset 等[39]利用濕化學法如氧化還原、偶聯二異氰酸酯后水解或偶聯氨基酸選擇性地在 PEEK 表面引入了羥基、羧基、氨基和氨基酸等官能團，并通過體外實驗證明了這些基團的引入能夠促進人的結腸腺細胞 CaCo2 在 PEEK 表面的貼附和生長。后續的研究中，Becker 等[40]將乙二胺作為中間介質引入 PEEK 后再交聯精甘天冬氨酸肽，顯著地提升了成骨細胞在 PEEK 表面的貼附和增殖。同樣為了能夠引入肽鏈，也有研究者利用多巴胺在 PEEK 表面上自聚合后嫁接羧甲基殼聚糖和骨形成多肽活性分子，進一步的體內外生物學評價發現嫁接的活性分子能夠極大地促進人 MSC 在 PEEK 表面的貼附、增殖和成骨分化以及抗菌能力，繼而提升材料在生物體內的成骨效應[41]。在 PAEK 的化學改性相關研究中，除了上述針對其分子鏈中酮基所進行的化學改性處理，苯環上的磺化處理是另外一種較為有效的化學處理手段。應用于超濾或者滲透蒸發的 PAEK 薄膜最早開始采用磺化處理作為化學改性手段[42]。通過磺化處理，除了能在 PAEK 分子鏈中上引入親水性磺基，還能在其表面構建微孔網絡結構。早期針對 PAEK 的磺化動力學機制已經探究得較為完全[43]。在此基礎上，Ouyang 等[44]通過磺化處理結合后續的水熱處理制備了不同磺化程度的磺化 PEEK，后續的體內外研究結果發現通過磺化處理所構建的低酸環境和多微孔網絡能夠對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌起到一定程度的抑制效果，同時也能顯著地提升材料在體內的骨整合能力。除了上述的諸多化學改性方法，也有研究者試圖通過不同程度的堿處理來提升 PAEK 材料的體外生物活性[45]。
就目前看來，通過物理或化學改性處理都能在一定程度上提升 PAEK 的生物活性和骨整合能力。然而，在上述的改性方法中，這兩種改性處理手段在一些研究中都體現出了不同程度的局限性。通過對物理改性（如等離子體處理）后的 PAEK 的體外研究，研究者們發現其表面的親水性轉變隨著時間的延長會出現大幅度的減弱，而在更加復雜的生物體內，這種改性效果的長期時效性需要得到進一步的研究和證實。與物理改性不同的是，經過化學改性后的 PAEK 材料能夠具備較為穩定的改性效果，然而其中大部分通過交聯或者接枝改性的材料經過標準化的輻照滅菌后，其改性效果仍然有待驗證。
2 PAEK 基復合材料
2.1 PAEK/磷酸鈣復合材料
在材料基質中引入生物活性相成分已經成為了一種提升材料生物活性的常用手段。磷酸鈣作為一種被廣泛研究和認可的生物活性材料，早在 20 世紀 90 年代就被 Abu Bakar 等[46]通過熔融共混引入到 PEEK 基質中。自此以來，許多磷酸鈣材料（beta-tricalcium phosphate，β-TCP）[47]、HA[48-49]等通過各種成型方式（擠出、熱壓和 3D 打印等）以多種形式（顆粒、微球、納米顆粒和晶須等）與 PAEK 基質形成了復合材料。這些研究的初期焦點是考察復合材料組分與其機械性能的關系。Khor 的團隊通過注射成型制備了不同組分的 PEEK/HA（5%、10%、20%、30%、40%）復合材料，并對其進行了較為系統的機械性能評估[48]。結果顯示，隨著 HA 含量的增加，復合材料的彈性模量、硬度都隨之增加，然而材料的拉伸強度開始急劇降低（從 83.3 MPa降至 49.0 MPa）。他們后續的研究發現了 HA 微球與 PEEK 材料之間并無緊密結合，只呈現出了簡單的機械連接[50]。這種簡單的機械連接會致使相成分之間的界面結合失效，進而引發應力作用下 HA 與 PEEK 基質之間微裂紋的產生，甚至導致材料的疲勞失效。類似的，其他的研究者在對 β-TCP 填充 PEEK 材料的探究中，也發現和證實了這一現象[47]。這些研究者將 β-TCP 作為生物活性成分，通過注射成型制備了含 β-TCP 量為 5%、10%、20%、40% 的 PEEK 復合材料，進行力學評估后發現了復合材料拉伸強度的下降和彈性模量的增加。不僅如此，后續的體外生物學測試結果還發現 β-TCP 的添加抑制了成骨細胞在復合材料表面上的增殖。此外，近些年來對 PEKK 生物活性復合材料的探究中，研究者們也開始關注和報道類似的問題。Converse 等[8]在利用 HA 晶須增強 PEKK 時發現當 HA 晶須的添加量達到 20% 時復合材料表現出了最高的彈性模量（149 MPa）和屈服強度（2.24 MPa）。而隨著 HA 含量的增加，復合材料的彈性模量和屈服強度分別降至 126 MPa 和 165 MPa。造成這一現象的主要原因是高含量的生物活性填充物與 PEEK 基質之間的相互作用持續增加，同時填充物與材料基質之間的機械連接進一步引發了相成分之間微裂紋的出現[51]。
因此，后續有關生物活性 PAEK 復合材料的研究重點已經逐漸轉移到了如何在保證復合材料足夠機械強度的同時增強材料的生物活性。相較微米 HA（micro-hydroxyapatite，μHA），具備更高增強效果和生物活性的納米 HA（nano-hydroxyapatite，nHA）被認為是一種合適的填充物。有研究者通過溶膠-凝膠法合成了不同組分的 nHA /PEEK 復合材料（6.1%、12.6%、17.4%、24.5%、36.7%）。對其進行了進一步的力學性能研究后，再對比了當前 μHA 增強 PEEK 的一些相關研究，發現在含 HA 量差別不大（nHA：6.1%，μHA：10%）的兩種復合材料中，nHA 的增強效果（108 MPa）明顯高于 μHA，同時隨著 nHA 含量的增高，材料后拉伸強度僅下降至 56 MPa，降低幅度明顯更小[52]。近年來，在 nHA 增強 PEEK 的探究中，Wei 的團隊做了大量的相關工作[53]。他們通過共混 PEEK（60%）、碳纖維（carbon fiber，CF）（15%）和 nHA（25%）制備了三元復合材料 PEEK/n-HA/CF，將 PEEK 的拉伸強度（89 MPa）提高至 156 MPa，并系統地評估了材料的表面形貌、體外生物學效應和體內成骨性能之間的關系，研究結果表明 nHA 的引入結合材料表面的微/納結構能夠促進成骨細胞（MG63）在材料表面的貼附、增殖及成骨分化，并進一步地提升材料在生物體內的骨整合能力及骨結合強度[13, 37, 54]。此外，他們還將氟化改性的 nHA 與 PEEK 熔融成型復合材料 40%nHA/PEEK，提高材料力學強度（137 MPa）的同時增強其抗菌性能及體內骨整合能力[55]。
2.2 其他復合材料
在生制備物活性 PAEK 復合材料的過程中，除了為數眾多的磷酸鈣材料被作為活性成分引入 PAEK 基質中外，另外的一些生物活性陶瓷也被逐漸研究和利用。Nkenke 的團隊利用 3D 激光燒結分別制備了 PEEK/10% BG 和 PEEK/10%β-TCP 復合材料，體外生物學評價顯示成骨細胞在 PEEK/10%BG 復合材料表面表現出了最高的活性和增殖速率[56]。Hu 等[57]利用一種改良后的模板法與自組裝法合成了介孔硅酸鈣（calcium silicate，CS）后與 PEEK 粉末壓縮燒結成型 PEEK/CS 復合材料。進行機械性能評估后發現隨著 CS 的增加（0、12%、24%）復合材料的彈性模量（2.8 GPa 升至 5.5 GPa）和壓縮強度（109 MPa 升至 181 MPa）得到了明顯的提升，同時材料的拉伸強度只有輕微下降（98 MPa 下降至 95 MPa）。而后的體外細胞培養中發現復合材料會向培養環境中釋放一定量的鈣離子，促進細胞在材料表面的貼附、增殖及分化。而為了進一步增強生物活性 PAEK 復合材料的抗菌性能，氮化硅開始逐漸被研究者們通過熔融共混的方式均勻混合進 PEEK 基質中[58]。最近的一項研究表明，與氮化硅復合后的 PEEK 復合材料能夠通過在含水環境下洗脫氨和硅酸與細菌膜產生化學反應導致葡萄球菌的溶解從而提升材料的抗菌性能，而類似的相互作用同樣能夠在該復合材料與人骨肉瘤細胞 SaOS-2 之間發現[59]。另外，除了上述的這些生物活性陶瓷、二氧化鈦也常常被用來作為生物活性成分引入 PAEK 基質中[20, 60]。有研究者將 40% 的納米二氧化鈦混入 PEEK 基質中后發現引入復合材料表面的納米二氧化鈦能夠為成骨細胞提供貼附位點，從而促進成骨細胞在材料表面的貼附和擴展速度，進而顯著地提升材料在體內的成骨能力[61]。
長期以來，生物活性復合材料的制備在 PAEK 的相關研究領域里受到了廣泛的關注，然而就目前看來，雖然研究者們能夠通過各種技術手段增強 PAEK 的生物活性，并一定程度上提升了復合材料的機械性能，然而生物活性相成分與 PAEK 材料基質之間的簡單機械連接仍未得到明顯改善，生物活性 PAEK 復合材料的長期機械性能更需要進一步的觀察和研究。
3 生物活性 PAEK 材料
3.1 PAEK 多孔材料
對于作為長期甚至是永久性植入物的生物材料或者器械而言，多孔結構的引入不僅能夠降低因植入體材料彈性模量與宿主骨不匹配而導致的應力屏蔽效應，還能在植入體周邊運輸和傳遞營養物質、吸附蛋白、引導細胞、血管和組織的長入，增強植入體與周邊組織的相互作用，從而促進植入體在體內的長期穩定性[62]。早在 1993 年，多孔高密度聚乙烯就已被應用于臨床上的顱頜面修復，并取得了良好的修復效果[63]。多孔 PAEK 材料的研究起始于 2002 年，Abu Bakar 等[64]將 PEEK、HA 和制孔劑熔融成型，濾除制孔劑后得到孔隙率為 60%，孔徑分布 300～600 μm 的多孔 PEEK-HA（20%）復合材料，并將其植入豬的股骨遠端缺損后觀察材料的體內生物學效應及組織長入狀況。研究結果發現盡管在第 6 周時 PEEK-HA 孔內未曾發現骨組織的生成，但是仍有纖維血管組織的長入。植入后 16 周通過光學顯微鏡和掃描電子顯微鏡均能發現孔內成熟骨組織的出現和長入。通過類似的制孔劑模板法，Landy 等[65]將制備的孔隙率 50% 和平均孔徑 100 μm 的多孔 PEEK 支架與大鼠 MSC 共培養后發現多孔支架材料表現出了適宜的細胞相容性，并能夠激發 MSC 成骨分化和礦化。然而，后續的研究表明多孔結構的引入明顯降低了 PAEK 的機械性能，而較低的機械性能對多孔 PAEK 的潛在應用仍然是一大缺陷。因此，為了改善 PAEK 多孔支架的機械性能，Roder 的團隊通過熔融共混 PEKK 粉末、HA 晶須和氯化鈉制孔劑制備了不同孔隙（75%、82.5% 和 90%），不同晶須含量（0、20% 和 40%）和不同熔融溫度（350、365、375℃）的 PEKK/HA 復合材料[8, 51]。在這些多孔復合材料中，孔隙率為 75%，晶須含量 20% 的 PEKK 復合材料在熔融溫度為 375℃ 時表現出了最高的彈性模量（149 MPa）和屈服強度（2.2 MPa）。
此外，同樣為了能夠在構建多孔結構的同時保證 PAEK 支架材料的力學強度，Evans 等[66]通過熔融擠出結合制孔劑濾除制備了表面多孔 PEEK（PEEK-SP）材料。所制備的 PEEK-SP 的表面多孔層厚為 399.6 μm，孔隙率為 67.3%，平均孔徑為 279.9 μm。與致密 PEEK 相比，PEEK-SP 的拉伸強度保持在致密 PEEK 的 73.9%（71.06 MPa），彈性模量保持在 73.4%（2.45 GPa）。進一步的體內研究結果表明，表面多孔的引入能夠通過促進骨長入、降低纖維組織的長入從而提升材料在體內的骨整合能力。為了證明和探究 PEEK-SP 的應用潛力，后續的研究者們利用有限元分析考察了多孔 PEEK 和鈦在骨長入環境中材料性能和結構對所受載荷的影響[67]。其結果發現，由于兩種材料彈性模量的差異，相比于鈦植入體，多孔 PEEK 支架在骨組織長入時所受載荷大部分轉移到了孔內的骨組織上，這些轉移的載荷能夠促進骨組織在 PEEK-SP 周邊的骨長入。此外，另外的一些研究者們在對 PEEK-SP 的頸椎壓緊模擬評估中發現這種表面多孔結構相較其他表面改性比如噴涂鈦涂層的 PEEK 而言，在壓緊情況下更能夠保持材料的表面形貌和物理結構，降低術間的材料損傷[68]。
上述的多孔 PAEK 材料的制備大多采用制孔劑模板法，而除此之外，選擇性激光燒結也被應用于多孔 PAEK 支架材料的制備。選擇性激光燒結最初被應用于 PEEK/HA 復合材料的制備，而后 Tan 等[69]將其進一步應用于多孔 PEEK 材料的制備。在他們制備的不同組分含量的多孔 PEEK-HA（10%、20%、30%、40%）復合材料中，材料的孔隙率會隨著 HA 含量的增加有輕微的降低。后續的體外模擬體液浸泡和細胞實驗則證明了多孔 PEEK-HA 材料具有良好的體外生物活性和生物相容性。
3.2 生物活性 PAEK 材料
作為長期甚至永久性的植入體，理想的生物活性 PAEK 材料應該具備良好的機械性能，有助于植入初期的支撐作用，同時兼具良好的骨傳導性和骨整合能力，能夠促進植入體與周邊骨組織的快速鍵合直至骨整合。但就目前而言，單一的改性方法所得到的效果仍然不足以令人滿意。鑒于此，研究者們也逐漸開始通過多種改性方法結合制備生物活性 PAEK 材料。其中較為典型的便是通過多孔 PAEK 支架材料負載生長因子或者細胞提升 PAEK 材料的成骨能力。Roskies 等[70]利用選擇性激光燒結制備了孔隙率為 36.88% 的多孔 PEEK 支架后，試圖將其與骨髓 MSC 和脂肪干細胞共培養后再應用于生物體內，以此提高支架材料與宿主骨的界面結合能力。在另外的一項研究中，Adamzyk 等[12]利用孔徑為 600 μm 的 PEKK 多孔支架負載 MSC 后，將其應用于綿羊的顱骨修復。盡管負載 MSC 后并未增加支架材料內部的新生骨量，但研究也發現多孔的 PEKK 能夠對 MSC 的貼附、增殖和分化起到積極作用。除了通過多孔支架搭載生長因子或者細胞來提高多孔 PAEK 材料的成骨能力，也有研究者通過對制備的多孔 PAEK 支架材料進行理化改性處理來實現這一目的。Hieda 等[71]通過對多孔 PEEK 支架材料進行磺化處理并植入生物體內后發現磺化多孔 PEEK 呈現出了更好的骨長入效果。最近，針對磺化改性處理 PAEK 的進一步研究被 Yuan 等[9]報道。在他們的研究中，通過 HA 球形顆粒作為制孔劑結合熱壓成型后濾除制孔劑得到多孔 PAEK，進一步將材料進行磺化處理后礦化沉積類骨磷灰石制備生物活性多孔 PAEK。后續的體內外研究發現磺化處理及類骨磷灰石的沉積能夠通過表面親疏水性和表面形貌的轉變結合鈣、磷離子的釋放促進 MSC 在材料表面的貼附、增殖及分化，進而顯著地提升 PAEK 在體內的骨整合能力和骨結合強度[10]。
4 小結與展望
PAEK 目前已經廣泛地被應用于脊柱、創傷和顱頜面修復等生物醫用領域。隨著先進材料制備技術如 3D 打印等的革新，PAEK 將憑借其優異的熱穩定性和機械性能在生物醫用領域進一步擴大其應用范圍。但是，PAEK 本質上的生物惰性所導致的體內骨整合不足等是制約其進一步發展和應用的瓶頸問題。國內外研究者對此進行了廣泛的研究，迄今已取得了較好的進展，部分研究成果甚至已經應用于臨床。但即使如此，要想真正突破解決當前 PAEK 體內骨整合不足的問題，仍然面臨諸多挑戰。就目前的研究進展而言，多種改性方法的集成似乎是解決該問題的一種可行方式。而且，隨著材料制備和表面改性技術的日趨進步，攻克 PAEK 材料及植入器械臨床骨整合不足的問題正逐漸變為現實。