傳統骨修復材料如鈦金屬、聚醚醚酮和磷酸鈣存在生物活性差或機械性能不匹配等缺點，而陶瓷聚合物復合材料綜合了陶瓷的機械強度與高分子的可塑性，可提供更好的生物活性和力學性能。國內外研究者近年來在新型復合材料研發和制備工藝等方面進行了大量研究，旨在提高植入物的骨修復性能。因此，該文就陶瓷聚合物復合材料、材料 3D 打印和改性技術的研究進展進行總結，旨在為今后陶瓷聚合物復合材料的改進和臨床轉化提供參考。
引用本文： 曾智謀, 朱策, 王林楠, 宋躍明. 3D 打印陶瓷聚合物復合材料用于骨修復的研究進展. 華西醫學, 2023, 38(10): 1449-1455. doi: 10.7507/1002-0179.202310133 復制
骨骼是天然復合材料，主要由有機成分Ⅰ型膠原和無機成分羥基磷灰石（hydroxyapatite, HA）組成，這種有機和無機成分的融合形成了骨骼的韌性和強度[1]。根據骨骼成分的特點，模擬制備的無機-有機復合材料充分發揮了各成分的優勢，避免了單組分在生物學性能上的不足。傳統的加工方法難以實現復合材料產品的個性化定制和復雜骨組織工程支架的制備，而 3D 打印技術通過計算機輔助設計，能夠滿足復合材料結構和力學性能方面的需求[2-3]。此外，植入材料可能引發不利于骨再生的異物反應，通過表面改性技術可改善材料性能，提高生物相容性和骨整合性能[4-5]。近年來，國內外研究人員在模擬天然骨骼開發新型有機-無機復合材料、優化材料結構和功能方面進行了大量研究，旨在提高復合材料的生物活性和成骨性能。因此，本文簡要綜述了新型復合材料、復合材料 3D 打印和表面改性技術的研究進展，并展望了陶瓷聚合物復合材料的未來發展方向，為今后改進和臨床應用新型復合材料提供參考。
1 陶瓷聚合物復合材料
骨是有機相和無機相的復合體，成骨細胞合成的膠原蛋白纖維縱橫交錯排列形成 3D 孔隙結構，HA 晶體通過生物礦化過程沉積到膠原纖維的孔隙中。鑒于骨骼的這種復合性質，研發用于 3D 打印的新型骨替代物原材料時，常使用無機顆粒與有機基質共混合成的陶瓷聚合物復合材料，這是一種天然仿生的制備方式。生物活性陶瓷材料具有良好的骨誘導和骨傳導特性，與骨的礦物質相似，主要包括磷酸鈣陶瓷和生物活性玻璃（bioactive glass, BG），目前已被用于制備 3D 打印支架[6]，但由于力學性能差，其在承重條件下的應用受到限制。因此，引入高分子聚合物共混合成的新型復合材料，不僅模擬了天然骨成分，還能充分利用陶瓷的強度和聚合物的韌性，賦予材料更匹配的力學性能，同時保留陶瓷的生物活性[7]。
1.1 生物活性陶瓷
1.1.1 磷酸鈣陶瓷
骨修復重建中最常用的磷酸鈣陶瓷包括 HA、磷酸三鈣和雙相磷酸鈣。HA 是骨組織無機相的主要成分，其鈣磷比為 1.67，可以刺激內源性骨形態發生蛋白（bone morphogenetic protein, BMP）的表達并增強堿性磷酸酶活性[8-9]。目前，HA 顆粒已被作為生物材料的無機填充材料用于 3D 打印支架的制備，通過調整 HA 顆粒形成和加大濃度可以改變 3D 打印支架的流變性、力學性能和生物學活性[10]。磷酸三鈣的鈣磷比為 1.5，略低于 HA，這加速了其降解和吸收，β-磷酸三鈣具有更多相互連接的多孔結構，可以促進纖維血管的長入和新骨替代，體內用作填充顆粒已被證明具有骨再生功能，是一種具有臨床應用前景的生物活性無機填充物[11]。雙相磷酸鈣由 HA 和磷酸三鈣以不同比例混合而成，綜合了 2 種鈣鹽的優點，HA 材料降解緩慢，適用于缺損大、骨修復緩慢的部位，而β-磷酸三鈣降解更快，可促進血管生成，適用于骨修復較快的部位，所以通過調節 HA/β-磷酸三鈣的比例可以改變雙相磷酸鈣的生物學性能[12]。雙相磷酸鈣作為骨植入替代物有巨大的優勢，可以根據骨缺損修復部位的特點，通過調整成分的比例在局部穩定和材料降解兩方面達到平衡，從而實現最佳的骨修復效果。
1.1.2 BG
BG 是一組合成硅酸鹽陶瓷，由二氧化硅、氧化鈣、氧化鈉和五氧化二磷組成，可釋放離子成分，可誘導骨形成和生物活性[13]。BG 與骨骼結合，在玻璃和骨骼組織之間的界面上發生化學反應，在那里交換離子并沉積磷灰石，這種磷灰石涂層可以吸附蛋白質并促進骨祖細胞向 BG 表面遷移、增殖。在 BG 長期植入過程中，這種生物磷灰石層通過蠕變替代過程被骨部分取代[14]。然而，BG 的機械性能與其他陶瓷一樣易脆，目前利用 BG 制備復合材料改善其力學性能的研究已有較多報道，同時 BG 又可以改善支架成骨、成血管和抗菌活性[15]。Ding 等[16]采用聚乳酸/BG 為原材料，經 3D 打印制備了框架填充結構，結果表明框架內 BG 的降解促進了成骨代謝，誘導巨噬細胞 M2 極化，抑制了局部炎癥反應，體內研究發現框架填充結構的植入顯著促進了新西蘭白兔股骨缺損區的骨再生。
1.2 聚合物及復合材料
聚合物主要包括天然聚合物及合成聚合物，前者雖然具有良好的生物相容性和生物降解性，但其力學性能無法滿足承重支撐的需求，所以天然聚合物及相關復合材料的應用明顯受到限制，而合成聚合物的力學性能明顯優于天然聚合物，目前已在骨組織工程支架的研究中被廣泛使用，且已有相關產品應用于臨床。常用的合成聚合物包含可降解材料和不可降解材料，前者主要有聚己內酯（polycaprolactone, PCL）、聚乳酸和聚乳酸-乙醇酸（polylactic acid-glycolic acid, PLGA），后者主要有聚醚醚酮（polyetheretherketone, PEEK）和聚酰胺。
1.2.1 可降解聚合物材料
PCL 的熔點低且分解點高，是一種具有優異生物相容性的熱塑性聚合物，已被廣泛應用于骨組織工程。PCL 降解緩慢，研究顯示在體內 2 年才完全吸收，適用于局部需內植入提供適當力學支持的骨缺損修復，PCL 降解過程中釋放的酸性產物可能抑制細胞的增殖，這一特點限制了 PCL 的應用[17]。HA 具有弱堿性，可減弱 PCL 降解酸性產物的副作用，所以越來越多的報道用 PCL 和 HA 共混復合材料改善 PCL 的生物學活性。聚乳酸是一種可生物降解的熱塑性聚合物，具有良好的機械性能和生物相容性，可用于制造骨組織工程支架[18]。將 HA 等微米或納米生物活性陶瓷粉末加入聚乳酸制備的復合材料，被用于骨骼缺損的修復重建，可以提高聚乳酸復合材料的機械強度和骨整合性能。PLGA 由聚乳酸和聚乙交酯開環共聚合成，通過改變聚乳酸和聚乙交酯的比例可以得到不同形式的 PLGA[19]。聚乙交酯是一種親水聚合物，聚乳酸是一種疏水聚合物，聚乳酸含量較高的 PLGA 共聚物親水性差，降解的時間更長[20]。Babilotte 等[21]將 PLGA 與納米 HA（nano HA, n-HA）混合，通過 3D 打印制備多孔支架，結果顯示 n-HA 均勻分布于 PLGA 基質，體外實驗表明復合材料的生物相容性好且可促進細胞增殖和成骨分化。
1.2.2 不可降解聚合物材料
PEEK 是一種聚芳族半結晶熱塑性聚合物，具有良好的機械性能，耐高溫和腐蝕，已被美國食品藥品監督管理局批準用作骨科植入物的原材料[22]，但其生物惰性特點不利于骨整合，限制了其臨床應用。Qi 等[23]為提高 PEEK 支架的生物活性，通過熱誘導相分離和水熱合成方法，將 HA 與 PEEK 共混制備了一種高強度多孔 PEEK/HA 復合材料。與注塑成型的 PEEK 材料和不含 HA 的高強度多孔 PEEK 材料相比，該復合材料在體外具有更強的促成骨分化能力，在體內骨缺損修復中具有良好的骨整合性能。聚酰胺是一類分子主鏈中含有酰胺基團的聚合物總稱，其流動性好、熔體黏度低且結晶度高，熔融成型后具有良好的機械性能，聚酰胺種類較多，如聚酰胺 6、聚酰胺 66、聚酰胺 10、聚酰胺 11、聚酰胺 12 等，其中聚酰胺 66 復合材料相關醫療產品已在臨床廣泛應用[24-25]。近年來，大量研究用聚酰胺與 HA 等生物活性材料共混制備的復合材料來替代骨組織支架，HA 的共混提高了復合材料的拉伸強度、硬度和熱穩定性[26]。
2 3D 打印技術
為了改善骨組織工程支架的力學性能和生物學功能，將無機礦物質與有機聚合物相結合形成復合材料，可模擬骨組織天然成分的生物活性特點。傳統支架制造方法通常難以控制孔的大小、幾何形狀和互連性，而 3D 打印技術可以對支架的外觀及內部微結構進行精確設計。目前用這些復合材料作為原料制備支架最常見的 3D 打印技術包括熔融沉積成型（fused deposition modeling, FDM）、選擇性激光燒結（selective laser sintering, SLS）和立體光刻（stereolithography, SLA）[27-28]。
2.1 FDM
FDM 是目前應用最廣泛的 3D 打印制造技術，包括送料、熔融擠出和沉積成型 3 個過程，通過 FDM 制造的支架具有良好的結構和機械性能[29]。FDM 的主要優勢是成本低，不使用有機溶劑，制造相互連接的多孔結構的方法靈活，但 FDM 打印時需要高溫擠出材料，無法打印細胞或蛋白質等成分[30]。與其他技術相比，FDM 的分辨率相對較低，為 100～150 μm，當應用于精度要求高的支架時具有一定局限性[31]。有研究將含有 10% n-HA 的 PEEK 原材料通過熱熔擠出打印線材，再采用 FDM 技術進行樣品的 3D 打印，發現與純 PEEK 相比，PEEK/HA 的極限拉伸強度和彈性模量略有下降但沒有顯著差異，通過長達 28 d 的模擬體液浸泡測試評估 3D 打印樣品的體外生物活性，在含有 HA 的樣品表面上觀察到磷灰石的形成[32]。Wang 等[33]通過 FDM 技術制備聚乳酸/n-HA 復合支架，該支架的生物相容性和成骨誘導特性優于純聚乳酸支架，而復合支架的機械強度隨著復合材料中 n-HA 含量增加而降低。
2.2 SLS
SLS 是通過激光能量選擇性地加熱粉末顆粒，熔融后的顆粒隨后凝固并融合形成 3D 結構，SLS 系統由 3 個主要部件組成，即鋪展平臺、粉床以及激光系統[34]。該技術在打印制備方面具有許多優勢，與其他方法相比，該方法無需溶劑，打印速度較快，可用于大型復雜結構的制備，但由于該技術制備過程中需進行高溫燒結，所以不能用于細胞和對溫度敏感的生物材料。SLS 通過對底物按設計打印路徑進行激光燒結從而逐層構建，其精確度比 FDM 高，分辨率為 50～100 μm[34]。該方法的唯一先決條件是材料組分具有熱塑性和熱穩定性，只有美國食品藥品監督管理局批準的熱塑性輔料和聚合物可以用于 SLS 工藝[35]。Feng 等[36]設計制備 n-HA 和 PCL 的復合材料以充分利用 n-HA 的成骨誘導能力和 PCL 的生物相容性，但由于熱力學性質的差異，n-HA 和 PCL 之間的界面結合較弱，因此研究者們將 n-HA 通過聚多巴胺進行改性，然后添加到 PCL 基質中以增強它們在通過 SLS 制造的骨支架中的界面結合。結果發現與 HA/PCL 支架相比，對羥基苯乙酮/PCL 支架的抗拉強度和抗壓強度分別提高了 10%和 16%，同時該支架具有良好的生物活性和細胞相容性，增加了支架表面磷灰石層的形成，同時可促進細胞黏附增殖和分化。
2.3 SLA
SLA 是一種使用光聚合進行 3D 打印的技術，其中光固化樹脂通過吸收光引發的光聚合來固化[37]。光聚合導致樹脂層內的圖案固化，在 SLA 3D 打印中，這一原理被逐層重復使用，以固化樹脂并形成產品的每一層，層的厚度由光源的能量和曝光時間控制[38]。SLA 的精度較高，一般分辨率在 50 μm 以內，但值得注意的是 SLA 固化深度必須足夠低，以避免過度聚合導致過固化部分分辨率較差[39]。SLA 是一種相對快速的技術，可以生產具有精確內部架構和幾何形狀的支架，重要參數是激光功率、掃描速度、掃描圖案、層厚度和樹脂特性[40]。然而，SLA 比其他技術更昂貴，而且無機填料可能會導致光聚合物沉淀，從而影響最終結構的均質性，并可能干擾光聚合[41]。有研究將氧化石墨烯（graphene oxide, GO）填料加入光敏聚合物樹脂中，成功制備了 GO/彈性體納米復合材料，隨著 GO 的加入，所得聚合物的機械強度、剛度和伸長率降低[42]。另一項研究通過 SLA 制備了可生物降解的復合支架，將含有 20%和 40%的 HA 和可光交聯的聚碳酸三亞甲基酯樹脂混合，表明 SLA 工藝是 HA 支撐支架豐富的微尺度層形成的原因，增強了復合生物材料的骨質促進作用[43]。
3 表面改性
聚合物良好的機械性能使其成為有巨大應用前景的一類材料，但由于缺乏生物活性成分，不利于細胞遷移、增殖和分化。為提高聚合物材料骨整合性能，目前已有較多研究利用生物活性陶瓷與聚合物共混制備復合材料，有效地提高了材料的生物學活性，但材料植入體內后引發的炎性微環境沒有改善，成骨性能也有待進一步提高。表面改性是一種能夠賦予生物材料多種功能以更好地滿足骨再生要求的先進技術，可以改善材料的生物相容性，提高細胞親和性[44]。有研究報道材料表面的理化性質是影響其骨整合的重要因素，通過涂層或改變其表面形貌可顯著改善植入物的生物學特性[45-46]。目前用于骨組織工程支架改性的技術眾多，但常用的技術主要有 HA 涂層、多巴胺仿生涂層和負載活性生長因子，通過這些表面改性技術可進一步提高植入材料的生物相容性以及促成骨性能。
3.1 HA 涂層
HA 是一種理想的植入物涂層材料，可誘導新骨形成并促進骨骼與植入物的融合[47]。有研究使用等離子噴涂技術將 HA 噴涂到碳纖維/聚酰胺 12 復合基材上，所得的 HA 涂層表現出高達 23 MPa 的機械黏附力[48]。Wu 等[49]制備了 HA 涂層的 3D 打印多孔 PEEK，結果顯示 3D 打印多孔 PEEK 支架的生物力學性能接近人體骨小梁，HA 涂層不會降低其生物力學性能，多孔結構可以促進骨組織的整合，而 HA 涂層可以顯著改善這一過程。聚乳酸疏水性強，缺乏抗菌活性，為解決這一局限性，有研究通過 FDM 制備了聚乳酸多孔支架，并將 Ag（銀）-HA 低溫涂層到支架上，結果發現含 AgHA 涂層的聚乳酸支架具有良好的生物相容性和抗菌能力，提示 HA 涂層不僅能有效改善材料的親水性和生物相容性，還可以作為載體緩釋藥物發揮相關功能[50]。
3.2 多巴胺仿生涂層
受貽貝中黏附蛋白組成的啟發，多巴胺可在堿性環境中自聚形成黏附性聚多巴胺層，是目前常用的一種表面修飾方法，可提高材料表面的親水性、固定藥物、促進細胞黏附增殖并引導材料表面礦化[51]。Zhao 等[52]制備了 PLGA/HA 復合支架模擬細胞外基質，利用聚多巴胺對支架表面進行修飾并吸附 BMP-2，結果表明聚多巴胺改性增加了支架的親水性，同時有效地將 BMP-2 固定于支架上并實現了其緩釋的特性，體外復合支架與 MC3T3-E1 細胞共培養顯示 ALP 活性、鈣沉積和成骨相關基因的表達增加。
3.3 生長因子
3.3.1 BMP-2
BMP-2 具有良好的骨誘導性能，可誘導間充質干細胞向成骨細胞分化，美國食品藥品監督管理局已批準在脊柱融合和脛骨修復手術中應用 BMP-2[53-54]。在生物材料表面負載可促進成骨細胞增殖及分化的生長因子是目前骨組織工程中常用的方法。有研究用凍干技術將 BMP-2 固定在磺化 PEEK 上，將樣品浸入磷酸緩沖鹽溶液，用酶聯免疫吸附試劑盒檢測樣品中 BMP-2 的釋放，結果表明磺化 PEEK 的表面 3D 結構可實現 BMP-2 的長期釋放，體外研究發現載 BMP-2 的樣品顯著增強了骨髓間充質干細胞的黏附、增殖和成骨分化[55]。
3.3.2 血管內皮生長因子（vascular endothelial growth factor, VEGF）
血管生成在成骨過程中起著重要作用，在骨缺損修復過程中有效的成骨發生之前需要形成新的血管，這些血管可調節氧氣、營養物質和骨祖細胞的供應[56]。VEGF 是調節血管生成的最重要生長因子之一，調節 VEGF 水平是一項重要的骨修復措施，目前常通過將外源性 VEGF 負載于組織工程支架，在骨缺損局部作用以促進新的血管形成[57]。有研究用包裹 VEGF 的聚醚酮/雙相生物活性陶瓷復合材料治療兔下頜骨缺損，術后第 4、8 和 16 周的模型組中的骨缺損沒有改善，但在復合材料支架組中可觀察到許多骨細胞在支架邊緣生長，而且 VEGF 的表達在各組中最高[58]。
3.3.3 甲狀旁腺激素（parathyroid hormone, PTH）
PTH 是人體甲狀腺分泌的一種多肽類激素，研究表明它可以通過其 N 端片段增加骨量、骨強度并減少骨丟失[59]。PTH 是人體產生的一種理想的候選骨修復藥物，是維持血清鈣磷平衡的關鍵因素，能激活成骨細胞和破骨細胞，還具有促血管生成特性[60-61]。骨修復不是一個單一的成骨過程，還需要血管生成和破骨細胞的參與，因此鑒于 PTH（1-34）對骨組織的獨特作用，將其應用到骨缺損修復是未來骨組織工程研究的重要方向。有研究對 PTH（1-34）進行了修飾，設計并合成了PTH相關蛋白 1，再通過介孔 BG 制造了一種局部PTH相關蛋白遞送裝置，結果表明PTH相關蛋白 1-介孔 BG 支架具有良好的促進附著和刺激骨髓間充質干細胞增殖和分化的能力，體內研究發現PTH相關蛋白 1-介孔 BG 支架具有更快的新骨形成以及更高的脊柱融合率[62]。
4 小結和展望
近年來，PEEK 等合成聚合物材料廣泛應用于脊柱融合手術中并取得了優于金屬內植物的融合效果，然而其生物惰性的特點在體內表現為骨整合不足。盡管 n-HA/聚酰胺 66 等陶瓷聚合物復合材料有效地避免了 PEEK 生物活性不足的問題，并在臨床應用中取得了良好的骨融合效果，但其非降解和傳統加工方法無法實現個體化匹配，限制了 n-HA/聚酰胺 66 的廣泛應用。所以，開發新的陶瓷聚合物復合材料并優化 3D 打印工藝是未來骨組織工程的研究方向。此外，生物材料植入體內引發的炎性反應導致內植物周圍纖維組織包裹，減弱了骨整合效果。因此，越來越多的研究開始對植入物功能化，通過不同的表面改性方法賦予材料抗炎、抗菌、成血管或成骨等功能，以實現更快和更優良的骨整合效果。雖然目前大多數技術方法還在實驗階段，但隨著新材料的研發、增材制造技術的進步和功能化改性機制的完善，相信以后模擬天然骨骼的陶瓷聚合物復合材料能夠更好地在結構、力學和功能上匹配骨缺損，甚至實現材料降解和骨修復替代同步。
利益沖突：所有作者聲明不存在利益沖突。
骨骼是天然復合材料，主要由有機成分Ⅰ型膠原和無機成分羥基磷灰石（hydroxyapatite, HA）組成，這種有機和無機成分的融合形成了骨骼的韌性和強度[1]。根據骨骼成分的特點，模擬制備的無機-有機復合材料充分發揮了各成分的優勢，避免了單組分在生物學性能上的不足。傳統的加工方法難以實現復合材料產品的個性化定制和復雜骨組織工程支架的制備，而 3D 打印技術通過計算機輔助設計，能夠滿足復合材料結構和力學性能方面的需求[2-3]。此外，植入材料可能引發不利于骨再生的異物反應，通過表面改性技術可改善材料性能，提高生物相容性和骨整合性能[4-5]。近年來，國內外研究人員在模擬天然骨骼開發新型有機-無機復合材料、優化材料結構和功能方面進行了大量研究，旨在提高復合材料的生物活性和成骨性能。因此，本文簡要綜述了新型復合材料、復合材料 3D 打印和表面改性技術的研究進展，并展望了陶瓷聚合物復合材料的未來發展方向，為今后改進和臨床應用新型復合材料提供參考。
1 陶瓷聚合物復合材料
骨是有機相和無機相的復合體，成骨細胞合成的膠原蛋白纖維縱橫交錯排列形成 3D 孔隙結構，HA 晶體通過生物礦化過程沉積到膠原纖維的孔隙中。鑒于骨骼的這種復合性質，研發用于 3D 打印的新型骨替代物原材料時，常使用無機顆粒與有機基質共混合成的陶瓷聚合物復合材料，這是一種天然仿生的制備方式。生物活性陶瓷材料具有良好的骨誘導和骨傳導特性，與骨的礦物質相似，主要包括磷酸鈣陶瓷和生物活性玻璃（bioactive glass, BG），目前已被用于制備 3D 打印支架[6]，但由于力學性能差，其在承重條件下的應用受到限制。因此，引入高分子聚合物共混合成的新型復合材料，不僅模擬了天然骨成分，還能充分利用陶瓷的強度和聚合物的韌性，賦予材料更匹配的力學性能，同時保留陶瓷的生物活性[7]。
1.1 生物活性陶瓷
1.1.1 磷酸鈣陶瓷
骨修復重建中最常用的磷酸鈣陶瓷包括 HA、磷酸三鈣和雙相磷酸鈣。HA 是骨組織無機相的主要成分，其鈣磷比為 1.67，可以刺激內源性骨形態發生蛋白（bone morphogenetic protein, BMP）的表達并增強堿性磷酸酶活性[8-9]。目前，HA 顆粒已被作為生物材料的無機填充材料用于 3D 打印支架的制備，通過調整 HA 顆粒形成和加大濃度可以改變 3D 打印支架的流變性、力學性能和生物學活性[10]。磷酸三鈣的鈣磷比為 1.5，略低于 HA，這加速了其降解和吸收，β-磷酸三鈣具有更多相互連接的多孔結構，可以促進纖維血管的長入和新骨替代，體內用作填充顆粒已被證明具有骨再生功能，是一種具有臨床應用前景的生物活性無機填充物[11]。雙相磷酸鈣由 HA 和磷酸三鈣以不同比例混合而成，綜合了 2 種鈣鹽的優點，HA 材料降解緩慢，適用于缺損大、骨修復緩慢的部位，而β-磷酸三鈣降解更快，可促進血管生成，適用于骨修復較快的部位，所以通過調節 HA/β-磷酸三鈣的比例可以改變雙相磷酸鈣的生物學性能[12]。雙相磷酸鈣作為骨植入替代物有巨大的優勢，可以根據骨缺損修復部位的特點，通過調整成分的比例在局部穩定和材料降解兩方面達到平衡，從而實現最佳的骨修復效果。
1.1.2 BG
BG 是一組合成硅酸鹽陶瓷，由二氧化硅、氧化鈣、氧化鈉和五氧化二磷組成，可釋放離子成分，可誘導骨形成和生物活性[13]。BG 與骨骼結合，在玻璃和骨骼組織之間的界面上發生化學反應，在那里交換離子并沉積磷灰石，這種磷灰石涂層可以吸附蛋白質并促進骨祖細胞向 BG 表面遷移、增殖。在 BG 長期植入過程中，這種生物磷灰石層通過蠕變替代過程被骨部分取代[14]。然而，BG 的機械性能與其他陶瓷一樣易脆，目前利用 BG 制備復合材料改善其力學性能的研究已有較多報道，同時 BG 又可以改善支架成骨、成血管和抗菌活性[15]。Ding 等[16]采用聚乳酸/BG 為原材料，經 3D 打印制備了框架填充結構，結果表明框架內 BG 的降解促進了成骨代謝，誘導巨噬細胞 M2 極化，抑制了局部炎癥反應，體內研究發現框架填充結構的植入顯著促進了新西蘭白兔股骨缺損區的骨再生。
1.2 聚合物及復合材料
聚合物主要包括天然聚合物及合成聚合物，前者雖然具有良好的生物相容性和生物降解性，但其力學性能無法滿足承重支撐的需求，所以天然聚合物及相關復合材料的應用明顯受到限制，而合成聚合物的力學性能明顯優于天然聚合物，目前已在骨組織工程支架的研究中被廣泛使用，且已有相關產品應用于臨床。常用的合成聚合物包含可降解材料和不可降解材料，前者主要有聚己內酯（polycaprolactone, PCL）、聚乳酸和聚乳酸-乙醇酸（polylactic acid-glycolic acid, PLGA），后者主要有聚醚醚酮（polyetheretherketone, PEEK）和聚酰胺。
1.2.1 可降解聚合物材料
PCL 的熔點低且分解點高，是一種具有優異生物相容性的熱塑性聚合物，已被廣泛應用于骨組織工程。PCL 降解緩慢，研究顯示在體內 2 年才完全吸收，適用于局部需內植入提供適當力學支持的骨缺損修復，PCL 降解過程中釋放的酸性產物可能抑制細胞的增殖，這一特點限制了 PCL 的應用[17]。HA 具有弱堿性，可減弱 PCL 降解酸性產物的副作用，所以越來越多的報道用 PCL 和 HA 共混復合材料改善 PCL 的生物學活性。聚乳酸是一種可生物降解的熱塑性聚合物，具有良好的機械性能和生物相容性，可用于制造骨組織工程支架[18]。將 HA 等微米或納米生物活性陶瓷粉末加入聚乳酸制備的復合材料，被用于骨骼缺損的修復重建，可以提高聚乳酸復合材料的機械強度和骨整合性能。PLGA 由聚乳酸和聚乙交酯開環共聚合成，通過改變聚乳酸和聚乙交酯的比例可以得到不同形式的 PLGA[19]。聚乙交酯是一種親水聚合物，聚乳酸是一種疏水聚合物，聚乳酸含量較高的 PLGA 共聚物親水性差，降解的時間更長[20]。Babilotte 等[21]將 PLGA 與納米 HA（nano HA, n-HA）混合，通過 3D 打印制備多孔支架，結果顯示 n-HA 均勻分布于 PLGA 基質，體外實驗表明復合材料的生物相容性好且可促進細胞增殖和成骨分化。
1.2.2 不可降解聚合物材料
PEEK 是一種聚芳族半結晶熱塑性聚合物，具有良好的機械性能，耐高溫和腐蝕，已被美國食品藥品監督管理局批準用作骨科植入物的原材料[22]，但其生物惰性特點不利于骨整合，限制了其臨床應用。Qi 等[23]為提高 PEEK 支架的生物活性，通過熱誘導相分離和水熱合成方法，將 HA 與 PEEK 共混制備了一種高強度多孔 PEEK/HA 復合材料。與注塑成型的 PEEK 材料和不含 HA 的高強度多孔 PEEK 材料相比，該復合材料在體外具有更強的促成骨分化能力，在體內骨缺損修復中具有良好的骨整合性能。聚酰胺是一類分子主鏈中含有酰胺基團的聚合物總稱，其流動性好、熔體黏度低且結晶度高，熔融成型后具有良好的機械性能，聚酰胺種類較多，如聚酰胺 6、聚酰胺 66、聚酰胺 10、聚酰胺 11、聚酰胺 12 等，其中聚酰胺 66 復合材料相關醫療產品已在臨床廣泛應用[24-25]。近年來，大量研究用聚酰胺與 HA 等生物活性材料共混制備的復合材料來替代骨組織支架，HA 的共混提高了復合材料的拉伸強度、硬度和熱穩定性[26]。
2 3D 打印技術
為了改善骨組織工程支架的力學性能和生物學功能，將無機礦物質與有機聚合物相結合形成復合材料，可模擬骨組織天然成分的生物活性特點。傳統支架制造方法通常難以控制孔的大小、幾何形狀和互連性，而 3D 打印技術可以對支架的外觀及內部微結構進行精確設計。目前用這些復合材料作為原料制備支架最常見的 3D 打印技術包括熔融沉積成型（fused deposition modeling, FDM）、選擇性激光燒結（selective laser sintering, SLS）和立體光刻（stereolithography, SLA）[27-28]。
2.1 FDM
FDM 是目前應用最廣泛的 3D 打印制造技術，包括送料、熔融擠出和沉積成型 3 個過程，通過 FDM 制造的支架具有良好的結構和機械性能[29]。FDM 的主要優勢是成本低，不使用有機溶劑，制造相互連接的多孔結構的方法靈活，但 FDM 打印時需要高溫擠出材料，無法打印細胞或蛋白質等成分[30]。與其他技術相比，FDM 的分辨率相對較低，為 100～150 μm，當應用于精度要求高的支架時具有一定局限性[31]。有研究將含有 10% n-HA 的 PEEK 原材料通過熱熔擠出打印線材，再采用 FDM 技術進行樣品的 3D 打印，發現與純 PEEK 相比，PEEK/HA 的極限拉伸強度和彈性模量略有下降但沒有顯著差異，通過長達 28 d 的模擬體液浸泡測試評估 3D 打印樣品的體外生物活性，在含有 HA 的樣品表面上觀察到磷灰石的形成[32]。Wang 等[33]通過 FDM 技術制備聚乳酸/n-HA 復合支架，該支架的生物相容性和成骨誘導特性優于純聚乳酸支架，而復合支架的機械強度隨著復合材料中 n-HA 含量增加而降低。
2.2 SLS
SLS 是通過激光能量選擇性地加熱粉末顆粒，熔融后的顆粒隨后凝固并融合形成 3D 結構，SLS 系統由 3 個主要部件組成，即鋪展平臺、粉床以及激光系統[34]。該技術在打印制備方面具有許多優勢，與其他方法相比，該方法無需溶劑，打印速度較快，可用于大型復雜結構的制備，但由于該技術制備過程中需進行高溫燒結，所以不能用于細胞和對溫度敏感的生物材料。SLS 通過對底物按設計打印路徑進行激光燒結從而逐層構建，其精確度比 FDM 高，分辨率為 50～100 μm[34]。該方法的唯一先決條件是材料組分具有熱塑性和熱穩定性，只有美國食品藥品監督管理局批準的熱塑性輔料和聚合物可以用于 SLS 工藝[35]。Feng 等[36]設計制備 n-HA 和 PCL 的復合材料以充分利用 n-HA 的成骨誘導能力和 PCL 的生物相容性，但由于熱力學性質的差異，n-HA 和 PCL 之間的界面結合較弱，因此研究者們將 n-HA 通過聚多巴胺進行改性，然后添加到 PCL 基質中以增強它們在通過 SLS 制造的骨支架中的界面結合。結果發現與 HA/PCL 支架相比，對羥基苯乙酮/PCL 支架的抗拉強度和抗壓強度分別提高了 10%和 16%，同時該支架具有良好的生物活性和細胞相容性，增加了支架表面磷灰石層的形成，同時可促進細胞黏附增殖和分化。
2.3 SLA
SLA 是一種使用光聚合進行 3D 打印的技術，其中光固化樹脂通過吸收光引發的光聚合來固化[37]。光聚合導致樹脂層內的圖案固化，在 SLA 3D 打印中，這一原理被逐層重復使用，以固化樹脂并形成產品的每一層，層的厚度由光源的能量和曝光時間控制[38]。SLA 的精度較高，一般分辨率在 50 μm 以內，但值得注意的是 SLA 固化深度必須足夠低，以避免過度聚合導致過固化部分分辨率較差[39]。SLA 是一種相對快速的技術，可以生產具有精確內部架構和幾何形狀的支架，重要參數是激光功率、掃描速度、掃描圖案、層厚度和樹脂特性[40]。然而，SLA 比其他技術更昂貴，而且無機填料可能會導致光聚合物沉淀，從而影響最終結構的均質性，并可能干擾光聚合[41]。有研究將氧化石墨烯（graphene oxide, GO）填料加入光敏聚合物樹脂中，成功制備了 GO/彈性體納米復合材料，隨著 GO 的加入，所得聚合物的機械強度、剛度和伸長率降低[42]。另一項研究通過 SLA 制備了可生物降解的復合支架，將含有 20%和 40%的 HA 和可光交聯的聚碳酸三亞甲基酯樹脂混合，表明 SLA 工藝是 HA 支撐支架豐富的微尺度層形成的原因，增強了復合生物材料的骨質促進作用[43]。
3 表面改性
聚合物良好的機械性能使其成為有巨大應用前景的一類材料，但由于缺乏生物活性成分，不利于細胞遷移、增殖和分化。為提高聚合物材料骨整合性能，目前已有較多研究利用生物活性陶瓷與聚合物共混制備復合材料，有效地提高了材料的生物學活性，但材料植入體內后引發的炎性微環境沒有改善，成骨性能也有待進一步提高。表面改性是一種能夠賦予生物材料多種功能以更好地滿足骨再生要求的先進技術，可以改善材料的生物相容性，提高細胞親和性[44]。有研究報道材料表面的理化性質是影響其骨整合的重要因素，通過涂層或改變其表面形貌可顯著改善植入物的生物學特性[45-46]。目前用于骨組織工程支架改性的技術眾多，但常用的技術主要有 HA 涂層、多巴胺仿生涂層和負載活性生長因子，通過這些表面改性技術可進一步提高植入材料的生物相容性以及促成骨性能。
3.1 HA 涂層
HA 是一種理想的植入物涂層材料，可誘導新骨形成并促進骨骼與植入物的融合[47]。有研究使用等離子噴涂技術將 HA 噴涂到碳纖維/聚酰胺 12 復合基材上，所得的 HA 涂層表現出高達 23 MPa 的機械黏附力[48]。Wu 等[49]制備了 HA 涂層的 3D 打印多孔 PEEK，結果顯示 3D 打印多孔 PEEK 支架的生物力學性能接近人體骨小梁，HA 涂層不會降低其生物力學性能，多孔結構可以促進骨組織的整合，而 HA 涂層可以顯著改善這一過程。聚乳酸疏水性強，缺乏抗菌活性，為解決這一局限性，有研究通過 FDM 制備了聚乳酸多孔支架，并將 Ag（銀）-HA 低溫涂層到支架上，結果發現含 AgHA 涂層的聚乳酸支架具有良好的生物相容性和抗菌能力，提示 HA 涂層不僅能有效改善材料的親水性和生物相容性，還可以作為載體緩釋藥物發揮相關功能[50]。
3.2 多巴胺仿生涂層
受貽貝中黏附蛋白組成的啟發，多巴胺可在堿性環境中自聚形成黏附性聚多巴胺層，是目前常用的一種表面修飾方法，可提高材料表面的親水性、固定藥物、促進細胞黏附增殖并引導材料表面礦化[51]。Zhao 等[52]制備了 PLGA/HA 復合支架模擬細胞外基質，利用聚多巴胺對支架表面進行修飾并吸附 BMP-2，結果表明聚多巴胺改性增加了支架的親水性，同時有效地將 BMP-2 固定于支架上并實現了其緩釋的特性，體外復合支架與 MC3T3-E1 細胞共培養顯示 ALP 活性、鈣沉積和成骨相關基因的表達增加。
3.3 生長因子
3.3.1 BMP-2
BMP-2 具有良好的骨誘導性能，可誘導間充質干細胞向成骨細胞分化，美國食品藥品監督管理局已批準在脊柱融合和脛骨修復手術中應用 BMP-2[53-54]。在生物材料表面負載可促進成骨細胞增殖及分化的生長因子是目前骨組織工程中常用的方法。有研究用凍干技術將 BMP-2 固定在磺化 PEEK 上，將樣品浸入磷酸緩沖鹽溶液，用酶聯免疫吸附試劑盒檢測樣品中 BMP-2 的釋放，結果表明磺化 PEEK 的表面 3D 結構可實現 BMP-2 的長期釋放，體外研究發現載 BMP-2 的樣品顯著增強了骨髓間充質干細胞的黏附、增殖和成骨分化[55]。
3.3.2 血管內皮生長因子（vascular endothelial growth factor, VEGF）
血管生成在成骨過程中起著重要作用，在骨缺損修復過程中有效的成骨發生之前需要形成新的血管，這些血管可調節氧氣、營養物質和骨祖細胞的供應[56]。VEGF 是調節血管生成的最重要生長因子之一，調節 VEGF 水平是一項重要的骨修復措施，目前常通過將外源性 VEGF 負載于組織工程支架，在骨缺損局部作用以促進新的血管形成[57]。有研究用包裹 VEGF 的聚醚酮/雙相生物活性陶瓷復合材料治療兔下頜骨缺損，術后第 4、8 和 16 周的模型組中的骨缺損沒有改善，但在復合材料支架組中可觀察到許多骨細胞在支架邊緣生長，而且 VEGF 的表達在各組中最高[58]。
3.3.3 甲狀旁腺激素（parathyroid hormone, PTH）
PTH 是人體甲狀腺分泌的一種多肽類激素，研究表明它可以通過其 N 端片段增加骨量、骨強度并減少骨丟失[59]。PTH 是人體產生的一種理想的候選骨修復藥物，是維持血清鈣磷平衡的關鍵因素，能激活成骨細胞和破骨細胞，還具有促血管生成特性[60-61]。骨修復不是一個單一的成骨過程，還需要血管生成和破骨細胞的參與，因此鑒于 PTH（1-34）對骨組織的獨特作用，將其應用到骨缺損修復是未來骨組織工程研究的重要方向。有研究對 PTH（1-34）進行了修飾，設計并合成了PTH相關蛋白 1，再通過介孔 BG 制造了一種局部PTH相關蛋白遞送裝置，結果表明PTH相關蛋白 1-介孔 BG 支架具有良好的促進附著和刺激骨髓間充質干細胞增殖和分化的能力，體內研究發現PTH相關蛋白 1-介孔 BG 支架具有更快的新骨形成以及更高的脊柱融合率[62]。
4 小結和展望
近年來，PEEK 等合成聚合物材料廣泛應用于脊柱融合手術中并取得了優于金屬內植物的融合效果，然而其生物惰性的特點在體內表現為骨整合不足。盡管 n-HA/聚酰胺 66 等陶瓷聚合物復合材料有效地避免了 PEEK 生物活性不足的問題，并在臨床應用中取得了良好的骨融合效果，但其非降解和傳統加工方法無法實現個體化匹配，限制了 n-HA/聚酰胺 66 的廣泛應用。所以，開發新的陶瓷聚合物復合材料并優化 3D 打印工藝是未來骨組織工程的研究方向。此外，生物材料植入體內引發的炎性反應導致內植物周圍纖維組織包裹，減弱了骨整合效果。因此，越來越多的研究開始對植入物功能化，通過不同的表面改性方法賦予材料抗炎、抗菌、成血管或成骨等功能，以實現更快和更優良的骨整合效果。雖然目前大多數技術方法還在實驗階段，但隨著新材料的研發、增材制造技術的進步和功能化改性機制的完善，相信以后模擬天然骨骼的陶瓷聚合物復合材料能夠更好地在結構、力學和功能上匹配骨缺損，甚至實現材料降解和骨修復替代同步。
利益沖突：所有作者聲明不存在利益沖突。