引用本文： 丁孝權, 劉興旺, 陳俊, 陳世益. 多孔鉭在骨組織工程中的研究進展. 中國修復重建外科雜志, 2018, 32(6): 753-757. doi: 10.7507/1002-1892.201711040 復制
組織工程作為一門新興交叉學科，旨在通過整合細胞生物學、工程學以及材料方法學等多學科合作研發生物替代材料，以修復、維護或提升機體原有組織結構的功能[1]。骨肌系統損傷，特別是骨缺損是臨床常見病癥，主要源于創傷或骨病，每年我國有數百萬患者因此導致生活質量顯著降低。盡管通過自體或同種異體骨移植可以部分修復骨缺損，但存在來源受限、供體部位并發癥及傳染病等風險，因此尋找更為合適的骨替代材料一直是組織工程研究領域的重點與熱點[2-4]。理想化的骨替代材料不僅需具有與骨質相當的彈性模量、機械強度，還應具有良好的組織相容性及骨整合能力。目前臨床上最常用的是以純鈦、鈦合金或不銹鋼為代表的金屬移植物，因其存在高彈性模量、低組織相容性、易磨損、細胞毒性等缺陷，很難達到骨替代的要求[3, 5]。多孔鉭因具有特殊的微觀結構、力學特征、生物惰性和良好的生物相容性，其作為一種新型金屬移植物材料越來越受到重視[6]。現對多孔鉭在骨組織工程中的研究進展作一綜述。
1 多孔鉭的基本理化特性
固態金屬鉭的密度為 16.68 g/cm3，硬度為 6～6.5 莫氏，接近于金剛石。與固態金屬鉭的超高硬度和密度不同，多孔鉭在掃描電鏡下呈類似松質骨的縱橫交錯三維多面體孔隙結構，孔隙率 75%～85%[7]。超高孔隙率顯著降低了多孔鉭材料的密度，同時也進一步降低了彈性模量，多孔鉭的彈性模量為 1.3～10 GPa，介于松質骨（0.1～0.5 GPa）和皮質骨（12～18 GPa）之間，遠低于固態金屬鉭（186 GPa）、鈦（106～115 GPa）及不銹鋼（230 GPa）[8]。臨床常用的多孔鉭材料孔隙直徑為 100～600μm，與正常松質骨孔隙結構高度相似[7-9]。此外，多孔鉭的疲勞性和耐久性均優于松質骨，屈服強度可隨孔隙率的降低而增加[10]。
2 多孔鉭的制備方法
目前，最常用的多孔鉭制備工藝是化學蒸汽浸潤/沉淀法（chemical vapor infiltration/deposition，CVI/CVD）。CVI/CVD 法將商用純鉭通過化學蒸汽滲透沉淀至孔隙率為 98% 的玻璃碳骨架上形成鉭涂層，得到孔隙率為 75%～80%、孔徑 400～600 μm 的多孔鉭材料。該方法制備的多孔鉭孔徑主要取決于玻璃碳支架，因此可以根據實際需求調整玻璃碳支架的結構，得到不同孔徑的多孔鉭材料。早在 1997 年 Zimmer 公司便采用此方法研制出商用多孔鉭材料——骨小梁樣鉭金屬（porous tantalum trabecular metal，PTTM），將 PTTM 材料成功應用于人工髖膝關節假體及其他骨科移植物，并取得了較好的臨床效果[8-9]。
盡管 PTTM 已經實現商用，但其相對較高的制造成本和無法定制化生產，極大地限制了臨床應用推廣[11-12]。存在的主要問題：① 金屬鉭極高的熔融溫度（3 017℃）和對氧的高親和力，使其難以通過常規加工方式實現多孔鉭的量產。② 較高的鍛造溫度和嚴苛的制備條件也限制了多孔鉭與其他不耐熱材料的結合。③ 多孔鉭的力學性能很大程度上取決于鉭金屬涂覆厚度，目前多孔鉭涂覆厚度僅為 40～60 μm，增加涂覆厚度會導致鍛造成本顯著增加。④ 現有制備條件不能生產定制化植入物。
近來學者們不斷提出新的多孔鉭制備方法。Balla 等[13]報道首次通過激光近形技術構建了孔隙率為 45%～73% 的多孔鉭，但孔徑差異較大（100～2 000 μm）且形態結構不規則。Wauthle 等[12]采用選擇性激光燒結技術制備孔隙率為 80% 左右、孔徑為 500 μm 的多孔鉭。Li 等[11]采用低溫（110℃）CVD 法將鉭結晶至多孔 Ti-6Al-4V 鈦合金支架上，掃描電鏡觀察顯示該多孔鉭支架的孔徑為 750 μm，鉭金屬結晶良好，涂層厚度為 3～5 μm，細胞實驗及動物實驗均表明該支架具有良好的生物相容性和骨誘導能力，且該制備過程能夠結合患者臨床影像數據鍛造個體化金屬移植物。盡管制備多孔鉭的新方法不斷涌現且各有優勢，但多停留在實驗室階段且制備條件復雜，能否最終實現規模化商業制造尚不明確。
3 多孔鉭對組織細胞的影響
近年來多孔金屬備受研究者的青睞，一方面多孔結構能夠顯著增加金屬移植物-骨界面的摩擦系數，將應力均勻分散到鄰近組織中，避免應力遮擋，促進金屬移植物早期穩定固定；另一方面多孔結構還為細胞附著、組織長入及營養物質交換提供結構基礎；此外，多孔材料內部相互連通的孔隙結構可促進磨損脫落的金屬顆粒經孔隙向移植物內部自由轉移，減少金屬顆粒在假體周圍堆積，進而避免移植物周圍骨溶解[14-15]。既往動物實驗研究表明，多孔材料的孔徑在 100～600 μm 時，鄰近組織細胞長入更快，孔隙內組織血管化程度更高，組織的抗剝脫能力更強[10]。除了金屬鉭固有的生物惰性和組織相容性，眾多研究發現多孔鉭具有一定的生物活性，可促進多種細胞黏附、分化形成成熟組織結構。
骨組織充分長入多孔結構并與之緊密結合，是金屬移植物在體內長期生存的必要條件。Ninomiya 等[16]發現多孔鉭能顯著提升體外培養的鼠源性成骨細胞的增殖及礦化能力，并能通過降低 ALP 和骨鈣素的合成而延緩成骨細胞分化成熟。Sagomonyants 等[17]發現多孔鉭較其他金屬材料能更顯著刺激人成骨細胞的增殖，提升其成骨能力，且這一效應在 65 歲以上老年人的成骨細胞上更為突出。Wang 等[18]通過掃描電鏡觀察發現，體外培養的成骨細胞能夠在多孔鉭的孔隙表面附著、增殖并形成多種細胞間連接，將多孔鉭棒植入至兔股骨 4 周即可觀察到骨界面明顯的新生骨和血管形成，術后 12 周成熟松質骨完全包裹移植物-骨界面，并與多孔鉭直接緊密連接。
金屬移植物的體內長期生存除依賴于良好的骨長入、骨整合，還與鄰近軟組織結構息息相關。多孔鉭不僅可誘導成骨細胞分化成骨，還可刺激軟骨細胞及成纖維細胞增殖活化、合成細胞外基質、形成成熟組織結構。Gordon 等[19]研究發現，多孔鉭對動態培養模式下的犬軟骨細胞具有誘導效應，并促進軟骨細胞合成糖胺聚糖、Ⅱ型膠原等軟骨基質成分，而對靜態培養的軟骨細胞則缺乏此效應。Jamil 等[20]將體外培養的兔關節軟骨細胞種植至多孔鉭-纖維蛋白復合載體上，并植入小鼠背部，8 周后可見大量蛋白多糖包裹的陷窩樣軟骨細胞形成，同時伴有Ⅱ型膠原、聚蛋白聚糖核心蛋白、Sox-9 等軟骨相關基因表達上調，提示多孔鉭可促進軟骨細胞增殖并形成軟骨樣結構。Reach 等[21]建立犬岡上肌肌腱-多孔鉭墊圈肩袖重建模型，發現多孔鉭組動物在術后 3 周即可恢復正常步態，術后 6 周腱-移植物結合強度與健側相當，術后 12 周腱-移植物結合強度達到健側的 1.3 倍，組織切片可見纖維組織長入多孔鉭孔隙內，并能形成 Sharpey 樣纖維，提示多孔鉭可促進成纖維細胞生長形成腱性組織，并加速肌腱力量恢復。
雖然體外實驗已經明確單一的鉭金屬無細胞組織毒性，但在體內復雜環境下，復合型多孔鉭材料的生物安全性尚缺乏足夠研究支持。目前多孔鉭主要用于制備人工關節假體等高強度負重結構，無菌性假體松動伴大量磨損金屬顆粒導致局部和全身毒害效應的病例也時有報道。Babis 等[22]、Schoon 等[23]均在多孔鉭人工髖關節假體翻修患者的假體周圍壞死組織中發現大量鉭、鈦、鈷等金屬顆粒物沉積，并伴有患者血液中鉭金屬濃度異常升高，達到人體正常值的 2 000 倍。金屬鉭表面自發形成的氧化膜是其具有超強韌性的結構基礎，但高強度載荷勢必會破壞關節假體多孔鉭結構的表面氧化層，而關節內乏氧環境阻礙鉭金屬表面氧化層的形成，則進一步加速了鉭金屬碎屑的釋放。此外，多種金屬碎屑顆粒在關節假體周圍聚集可導致骨溶解、抑制骨組織長入，進而加重假體松動。因此，多孔鉭金屬移植物在體內復雜環境下能否保持長久穩定，以及與多種金屬材料共存時是否會存在安全隱患，尚需進一步研究。
4 多孔鉭表面修飾
具有優異力學性能的金屬移植物難以在臨床實踐中發揮出與受體組織結構相匹配的效用，其主要原因之一就是金屬移植物相關的多種并發癥，如移植物松動、炎性反應和感染等，而這些并發癥都與移植物的表面情況及其鄰近的周圍生物環境息息相關[5, 24]。相較于光滑金屬表面，盡管多孔材料的粗糙表面能顯著提升摩擦系數，為金屬移植物的早期穩定固定提供一定保障，但骨整合才是金屬移植物實現長期固定的最重要因素，其中移植物表面的性質和組成成分在骨整合過程中起關鍵作用[2, 16]。移植物的微晃動會削弱新骨形成，致使纖維組織長入引起骨溶解，進而加劇移植物松動，最終導致移植物松動失效[25]。裸露的多孔鉭與正常骨組織在結構成分、力學性能上并非完全一致，且自體組織細胞長入多孔鉭移植物孔隙內的速度相對較慢，也難以滿足早期活動的要求。組織工程研究發現，通過表面修飾能夠進一步改善金屬移植物的生物相容性、誘導 MSCs 聚集分化成骨能力及骨-移植物界面組織的附著能力，進而實現移植物的早期牢固固定和長久生存[2, 26]。因此對多孔鉭進行表面修飾，從而實現更快速的骨長入和更穩定的骨整合，成為仿生多孔鉭金屬的研發熱點。
4.1 磷酸鈣類涂層
羥基磷灰石作為磷酸鈣類家族中最常用生物材料，植入體內后可緩慢釋放鈣、磷元素并被周圍組織吸收。骨礦鹽研究表明，將羥基磷灰石涂覆于金屬移植物表面，可促進成骨細胞黏附、增殖，具有骨傳導效應[24, 27]。盡管羥基磷灰石涂層已廣泛應用于多種金屬移植物，但該涂層力學強度差、剝脫失效及吸收等問題在臨床實踐中也逐漸出現[8]。因此，研究者們試圖通過改進制備工藝、添加生物活性物質來改善磷酸鈣類涂層的性能。目前已實現將磷酸鈣均勻沉積到微觀結構表面，所需溫度已從非生理溫度（>1 000℃）降低到生理溫度，并得到更為接近天然骨礦鹽成分和結構的仿生磷酸鈣涂層。Barrère 等[28]通過將多孔鉭浸泡在模擬體液中，制備出均勻分布、厚度為 30 μm 的仿生磷酸鈣石涂層，與非涂層組相比，仿生磷酸鈣涂層-多孔鉭在山羊股骨干骨缺損模型中表現出更高的骨質包裹率和更快的骨質長入速度。這提示仿生磷酸鈣涂層能進一步改善多孔鉭誘導 BMSCs 分化成骨及骨長入的能力。此外，將羥基磷灰石與生物聚合分子制成的可降解復合材料同樣引起了關注。Li 等[29]研究發現，含多聚多巴胺的羥基磷灰石涂層可促進鼠成骨細胞系 MC3T3-E1 表達骨鈣素、ALP、Ⅰ型膠原等成骨相關基因，體內實驗也證實該涂層可促進兔股骨髁骨缺損模型的骨再生和骨整合能力。
4.2 功能化修飾
理想的功能化涂層是指將天然或人工合成的生物活性成分均勻附著于金屬表面，在體內以局部化、可控化的方式穩定釋放，以最小有效劑量直接作用于鄰近組織細胞，避免毒副作用，進而實現金屬材料的功能化，例如將 BMP、VEGF、TGF、抗生素等生物活性成分與高分子聚合物共同負載到多孔材料表面，使其成為功能化的生物材料[24, 30]。Wang 等[30]建立兔股骨髁骨軟骨缺損模型，將涂覆 BMP-7 或無涂層的多孔鉭材料植入到骨缺損區域，術后 16 周 micro-CT 檢查發現 BMP-7 涂層組的新生骨體積分數、新生骨小梁的質和量均明顯高于無涂層組，組織學研究證實 BMP-7 涂層組的多孔鉭孔隙內有更多骨組織形成，生物力學分析同樣發現涂層組的最大拔出力也較無涂層組顯著提高。Guo 等[31]通過負電荷三聚體與正電荷甲基化膠原反應的方式將阿霉素整合至多孔鉭表面，并通過調整甲基化膠原、透明質酸、三聚物的濃度比例來修正藥物釋放速率，使阿霉素能夠平穩釋放 30 d，進而持續抑制體外培養的軟骨肉瘤細胞增殖。
盡管表面修飾技術在臨床上的應用由來已久并不斷得以優化，但現有的金屬移植物涂層尚未達到理想狀態，仍面臨許多棘手難題，如涂層與核心金屬的力學強度差異、抗剝脫強度及涂層的穩定性等。更為復雜的功能化涂層還需解決生物活性成分在涂層制備過程中及在體內復雜體液環境中保持生物活性、穩定的釋放動力學以及釋放時間和空間的控制等挑戰。
5 小結
制備工藝的進步使得多孔鉭能發揮其獨特的力學、生物學優勢，已用于制備人工髖膝關節假體、脊柱融合假體、多孔鉭棒及其他金屬移植物。目前，仿生多孔鉭金屬的臨床應用仍面臨制備工藝流程復雜、骨整合速度不夠迅速等難題。此外，多孔鉭材料的在體安全性問題也值得關注，需要更多研究證據支持。表面修飾技術對優化多孔鉭金屬移植物的性能具有重要作用，特別是強化其細胞誘導、細胞黏附增殖及組織形成能力。現階段多孔鉭表面修飾的相關研究多停留在細胞或實驗動物水平，涂層與核心金屬的結合強度及生物活性物質的釋放動力學等關鍵問題有待進一步探索。
組織工程作為一門新興交叉學科，旨在通過整合細胞生物學、工程學以及材料方法學等多學科合作研發生物替代材料，以修復、維護或提升機體原有組織結構的功能[1]。骨肌系統損傷，特別是骨缺損是臨床常見病癥，主要源于創傷或骨病，每年我國有數百萬患者因此導致生活質量顯著降低。盡管通過自體或同種異體骨移植可以部分修復骨缺損，但存在來源受限、供體部位并發癥及傳染病等風險，因此尋找更為合適的骨替代材料一直是組織工程研究領域的重點與熱點[2-4]。理想化的骨替代材料不僅需具有與骨質相當的彈性模量、機械強度，還應具有良好的組織相容性及骨整合能力。目前臨床上最常用的是以純鈦、鈦合金或不銹鋼為代表的金屬移植物，因其存在高彈性模量、低組織相容性、易磨損、細胞毒性等缺陷，很難達到骨替代的要求[3, 5]。多孔鉭因具有特殊的微觀結構、力學特征、生物惰性和良好的生物相容性，其作為一種新型金屬移植物材料越來越受到重視[6]。現對多孔鉭在骨組織工程中的研究進展作一綜述。
1 多孔鉭的基本理化特性
固態金屬鉭的密度為 16.68 g/cm3，硬度為 6～6.5 莫氏，接近于金剛石。與固態金屬鉭的超高硬度和密度不同，多孔鉭在掃描電鏡下呈類似松質骨的縱橫交錯三維多面體孔隙結構，孔隙率 75%～85%[7]。超高孔隙率顯著降低了多孔鉭材料的密度，同時也進一步降低了彈性模量，多孔鉭的彈性模量為 1.3～10 GPa，介于松質骨（0.1～0.5 GPa）和皮質骨（12～18 GPa）之間，遠低于固態金屬鉭（186 GPa）、鈦（106～115 GPa）及不銹鋼（230 GPa）[8]。臨床常用的多孔鉭材料孔隙直徑為 100～600μm，與正常松質骨孔隙結構高度相似[7-9]。此外，多孔鉭的疲勞性和耐久性均優于松質骨，屈服強度可隨孔隙率的降低而增加[10]。
2 多孔鉭的制備方法
目前，最常用的多孔鉭制備工藝是化學蒸汽浸潤/沉淀法（chemical vapor infiltration/deposition，CVI/CVD）。CVI/CVD 法將商用純鉭通過化學蒸汽滲透沉淀至孔隙率為 98% 的玻璃碳骨架上形成鉭涂層，得到孔隙率為 75%～80%、孔徑 400～600 μm 的多孔鉭材料。該方法制備的多孔鉭孔徑主要取決于玻璃碳支架，因此可以根據實際需求調整玻璃碳支架的結構，得到不同孔徑的多孔鉭材料。早在 1997 年 Zimmer 公司便采用此方法研制出商用多孔鉭材料——骨小梁樣鉭金屬（porous tantalum trabecular metal，PTTM），將 PTTM 材料成功應用于人工髖膝關節假體及其他骨科移植物，并取得了較好的臨床效果[8-9]。
盡管 PTTM 已經實現商用，但其相對較高的制造成本和無法定制化生產，極大地限制了臨床應用推廣[11-12]。存在的主要問題：① 金屬鉭極高的熔融溫度（3 017℃）和對氧的高親和力，使其難以通過常規加工方式實現多孔鉭的量產。② 較高的鍛造溫度和嚴苛的制備條件也限制了多孔鉭與其他不耐熱材料的結合。③ 多孔鉭的力學性能很大程度上取決于鉭金屬涂覆厚度，目前多孔鉭涂覆厚度僅為 40～60 μm，增加涂覆厚度會導致鍛造成本顯著增加。④ 現有制備條件不能生產定制化植入物。
近來學者們不斷提出新的多孔鉭制備方法。Balla 等[13]報道首次通過激光近形技術構建了孔隙率為 45%～73% 的多孔鉭，但孔徑差異較大（100～2 000 μm）且形態結構不規則。Wauthle 等[12]采用選擇性激光燒結技術制備孔隙率為 80% 左右、孔徑為 500 μm 的多孔鉭。Li 等[11]采用低溫（110℃）CVD 法將鉭結晶至多孔 Ti-6Al-4V 鈦合金支架上，掃描電鏡觀察顯示該多孔鉭支架的孔徑為 750 μm，鉭金屬結晶良好，涂層厚度為 3～5 μm，細胞實驗及動物實驗均表明該支架具有良好的生物相容性和骨誘導能力，且該制備過程能夠結合患者臨床影像數據鍛造個體化金屬移植物。盡管制備多孔鉭的新方法不斷涌現且各有優勢，但多停留在實驗室階段且制備條件復雜，能否最終實現規模化商業制造尚不明確。
3 多孔鉭對組織細胞的影響
近年來多孔金屬備受研究者的青睞，一方面多孔結構能夠顯著增加金屬移植物-骨界面的摩擦系數，將應力均勻分散到鄰近組織中，避免應力遮擋，促進金屬移植物早期穩定固定；另一方面多孔結構還為細胞附著、組織長入及營養物質交換提供結構基礎；此外，多孔材料內部相互連通的孔隙結構可促進磨損脫落的金屬顆粒經孔隙向移植物內部自由轉移，減少金屬顆粒在假體周圍堆積，進而避免移植物周圍骨溶解[14-15]。既往動物實驗研究表明，多孔材料的孔徑在 100～600 μm 時，鄰近組織細胞長入更快，孔隙內組織血管化程度更高，組織的抗剝脫能力更強[10]。除了金屬鉭固有的生物惰性和組織相容性，眾多研究發現多孔鉭具有一定的生物活性，可促進多種細胞黏附、分化形成成熟組織結構。
骨組織充分長入多孔結構并與之緊密結合，是金屬移植物在體內長期生存的必要條件。Ninomiya 等[16]發現多孔鉭能顯著提升體外培養的鼠源性成骨細胞的增殖及礦化能力，并能通過降低 ALP 和骨鈣素的合成而延緩成骨細胞分化成熟。Sagomonyants 等[17]發現多孔鉭較其他金屬材料能更顯著刺激人成骨細胞的增殖，提升其成骨能力，且這一效應在 65 歲以上老年人的成骨細胞上更為突出。Wang 等[18]通過掃描電鏡觀察發現，體外培養的成骨細胞能夠在多孔鉭的孔隙表面附著、增殖并形成多種細胞間連接，將多孔鉭棒植入至兔股骨 4 周即可觀察到骨界面明顯的新生骨和血管形成，術后 12 周成熟松質骨完全包裹移植物-骨界面，并與多孔鉭直接緊密連接。
金屬移植物的體內長期生存除依賴于良好的骨長入、骨整合，還與鄰近軟組織結構息息相關。多孔鉭不僅可誘導成骨細胞分化成骨，還可刺激軟骨細胞及成纖維細胞增殖活化、合成細胞外基質、形成成熟組織結構。Gordon 等[19]研究發現，多孔鉭對動態培養模式下的犬軟骨細胞具有誘導效應，并促進軟骨細胞合成糖胺聚糖、Ⅱ型膠原等軟骨基質成分，而對靜態培養的軟骨細胞則缺乏此效應。Jamil 等[20]將體外培養的兔關節軟骨細胞種植至多孔鉭-纖維蛋白復合載體上，并植入小鼠背部，8 周后可見大量蛋白多糖包裹的陷窩樣軟骨細胞形成，同時伴有Ⅱ型膠原、聚蛋白聚糖核心蛋白、Sox-9 等軟骨相關基因表達上調，提示多孔鉭可促進軟骨細胞增殖并形成軟骨樣結構。Reach 等[21]建立犬岡上肌肌腱-多孔鉭墊圈肩袖重建模型，發現多孔鉭組動物在術后 3 周即可恢復正常步態，術后 6 周腱-移植物結合強度與健側相當，術后 12 周腱-移植物結合強度達到健側的 1.3 倍，組織切片可見纖維組織長入多孔鉭孔隙內，并能形成 Sharpey 樣纖維，提示多孔鉭可促進成纖維細胞生長形成腱性組織，并加速肌腱力量恢復。
雖然體外實驗已經明確單一的鉭金屬無細胞組織毒性，但在體內復雜環境下，復合型多孔鉭材料的生物安全性尚缺乏足夠研究支持。目前多孔鉭主要用于制備人工關節假體等高強度負重結構，無菌性假體松動伴大量磨損金屬顆粒導致局部和全身毒害效應的病例也時有報道。Babis 等[22]、Schoon 等[23]均在多孔鉭人工髖關節假體翻修患者的假體周圍壞死組織中發現大量鉭、鈦、鈷等金屬顆粒物沉積，并伴有患者血液中鉭金屬濃度異常升高，達到人體正常值的 2 000 倍。金屬鉭表面自發形成的氧化膜是其具有超強韌性的結構基礎，但高強度載荷勢必會破壞關節假體多孔鉭結構的表面氧化層，而關節內乏氧環境阻礙鉭金屬表面氧化層的形成，則進一步加速了鉭金屬碎屑的釋放。此外，多種金屬碎屑顆粒在關節假體周圍聚集可導致骨溶解、抑制骨組織長入，進而加重假體松動。因此，多孔鉭金屬移植物在體內復雜環境下能否保持長久穩定，以及與多種金屬材料共存時是否會存在安全隱患，尚需進一步研究。
4 多孔鉭表面修飾
具有優異力學性能的金屬移植物難以在臨床實踐中發揮出與受體組織結構相匹配的效用，其主要原因之一就是金屬移植物相關的多種并發癥，如移植物松動、炎性反應和感染等，而這些并發癥都與移植物的表面情況及其鄰近的周圍生物環境息息相關[5, 24]。相較于光滑金屬表面，盡管多孔材料的粗糙表面能顯著提升摩擦系數，為金屬移植物的早期穩定固定提供一定保障，但骨整合才是金屬移植物實現長期固定的最重要因素，其中移植物表面的性質和組成成分在骨整合過程中起關鍵作用[2, 16]。移植物的微晃動會削弱新骨形成，致使纖維組織長入引起骨溶解，進而加劇移植物松動，最終導致移植物松動失效[25]。裸露的多孔鉭與正常骨組織在結構成分、力學性能上并非完全一致，且自體組織細胞長入多孔鉭移植物孔隙內的速度相對較慢，也難以滿足早期活動的要求。組織工程研究發現，通過表面修飾能夠進一步改善金屬移植物的生物相容性、誘導 MSCs 聚集分化成骨能力及骨-移植物界面組織的附著能力，進而實現移植物的早期牢固固定和長久生存[2, 26]。因此對多孔鉭進行表面修飾，從而實現更快速的骨長入和更穩定的骨整合，成為仿生多孔鉭金屬的研發熱點。
4.1 磷酸鈣類涂層
羥基磷灰石作為磷酸鈣類家族中最常用生物材料，植入體內后可緩慢釋放鈣、磷元素并被周圍組織吸收。骨礦鹽研究表明，將羥基磷灰石涂覆于金屬移植物表面，可促進成骨細胞黏附、增殖，具有骨傳導效應[24, 27]。盡管羥基磷灰石涂層已廣泛應用于多種金屬移植物，但該涂層力學強度差、剝脫失效及吸收等問題在臨床實踐中也逐漸出現[8]。因此，研究者們試圖通過改進制備工藝、添加生物活性物質來改善磷酸鈣類涂層的性能。目前已實現將磷酸鈣均勻沉積到微觀結構表面，所需溫度已從非生理溫度（>1 000℃）降低到生理溫度，并得到更為接近天然骨礦鹽成分和結構的仿生磷酸鈣涂層。Barrère 等[28]通過將多孔鉭浸泡在模擬體液中，制備出均勻分布、厚度為 30 μm 的仿生磷酸鈣石涂層，與非涂層組相比，仿生磷酸鈣涂層-多孔鉭在山羊股骨干骨缺損模型中表現出更高的骨質包裹率和更快的骨質長入速度。這提示仿生磷酸鈣涂層能進一步改善多孔鉭誘導 BMSCs 分化成骨及骨長入的能力。此外，將羥基磷灰石與生物聚合分子制成的可降解復合材料同樣引起了關注。Li 等[29]研究發現，含多聚多巴胺的羥基磷灰石涂層可促進鼠成骨細胞系 MC3T3-E1 表達骨鈣素、ALP、Ⅰ型膠原等成骨相關基因，體內實驗也證實該涂層可促進兔股骨髁骨缺損模型的骨再生和骨整合能力。
4.2 功能化修飾
理想的功能化涂層是指將天然或人工合成的生物活性成分均勻附著于金屬表面，在體內以局部化、可控化的方式穩定釋放，以最小有效劑量直接作用于鄰近組織細胞，避免毒副作用，進而實現金屬材料的功能化，例如將 BMP、VEGF、TGF、抗生素等生物活性成分與高分子聚合物共同負載到多孔材料表面，使其成為功能化的生物材料[24, 30]。Wang 等[30]建立兔股骨髁骨軟骨缺損模型，將涂覆 BMP-7 或無涂層的多孔鉭材料植入到骨缺損區域，術后 16 周 micro-CT 檢查發現 BMP-7 涂層組的新生骨體積分數、新生骨小梁的質和量均明顯高于無涂層組，組織學研究證實 BMP-7 涂層組的多孔鉭孔隙內有更多骨組織形成，生物力學分析同樣發現涂層組的最大拔出力也較無涂層組顯著提高。Guo 等[31]通過負電荷三聚體與正電荷甲基化膠原反應的方式將阿霉素整合至多孔鉭表面，并通過調整甲基化膠原、透明質酸、三聚物的濃度比例來修正藥物釋放速率，使阿霉素能夠平穩釋放 30 d，進而持續抑制體外培養的軟骨肉瘤細胞增殖。
盡管表面修飾技術在臨床上的應用由來已久并不斷得以優化，但現有的金屬移植物涂層尚未達到理想狀態，仍面臨許多棘手難題，如涂層與核心金屬的力學強度差異、抗剝脫強度及涂層的穩定性等。更為復雜的功能化涂層還需解決生物活性成分在涂層制備過程中及在體內復雜體液環境中保持生物活性、穩定的釋放動力學以及釋放時間和空間的控制等挑戰。
5 小結
制備工藝的進步使得多孔鉭能發揮其獨特的力學、生物學優勢，已用于制備人工髖膝關節假體、脊柱融合假體、多孔鉭棒及其他金屬移植物。目前，仿生多孔鉭金屬的臨床應用仍面臨制備工藝流程復雜、骨整合速度不夠迅速等難題。此外，多孔鉭材料的在體安全性問題也值得關注，需要更多研究證據支持。表面修飾技術對優化多孔鉭金屬移植物的性能具有重要作用，特別是強化其細胞誘導、細胞黏附增殖及組織形成能力。現階段多孔鉭表面修飾的相關研究多停留在細胞或實驗動物水平，涂層與核心金屬的結合強度及生物活性物質的釋放動力學等關鍵問題有待進一步探索。