人工骨修復材料是自體骨移植最佳替代品，骨修復材料的發展大致可以分為 3 代：惰性材料、生物活性材料、智能型材料。研發具備多種生物學活性、體內降解與新骨生成完美適配、能完全重建生理狀態下骨組織的骨修復材料是未來研究重點。
引用本文： 鄧廉夫, 燕宇飛. 骨修復材料的研究現狀與進展. 中國修復重建外科雜志, 2018, 32(7): 815-820. doi: 10.7507/1002-1892.201806028 復制
經過 300 多年的實踐、錘煉，骨移植及植入性骨替代材料已成為現今治療骨缺損和促進骨修復的重要措施，臨床常見的骨腫瘤刮除、嚴重創傷、先天性骨發育異常、脊柱或關節融合、人工關節置換術后骨溶解和關節翻修等，都因骨缺損而必須進行骨移植以提高療效。針對每年數百萬計的骨折不愈合和大塊（段）骨缺損，應用植入性骨替代材料進行骨修復與功能重建則是必需的選擇，且需求量逐年遞增，并帶動相關產業的迅速發展[1]。
1 人工骨修復材料的設計依據及基本性能
骨移植術中的供體，迄今仍將沿用半個多世紀的自體髂骨骨塊作為移植物的金標準，它不僅具有理想移植物的三要素：貫通良好的網狀結構，可為骨缺損部位提供支架（骨傳導性）；含有細胞成分，可直接進行成骨（成骨性）；骨基質內的一些骨誘導因子，可誘導鄰近細胞遷移、募集、發育、分化和成骨（骨誘導性），并且自體骨移植避免了免疫排斥反應和疾病的傳播[2-3]。然而，自體骨取材時手術的風險性、對供區的破壞性（如感染、出血、疼痛及供區不穩定等）、取材量的不足和并發癥等諸多因素，使自體骨移植術受到嚴重制約[2, 4-6]。與自體骨骨修復性能最為接近的是同種異體骨。盡管，同種異體骨移植作為自體骨移植的替代方案而受到青睞，技術也日臻完善，但仍面臨著免疫排斥反應、疾病傳播，尤其是供應量不足等問題[7]。因此，尋求安全有效的人工骨替代物，是近四十年來尤其是近年來致力追求的目標[8]。
1.1 人工骨修復材料設計的理論基礎
骨折的修復幾乎是骨發育過程的重演，呈多階段生物級聯反應的特點，依據其組織學優勢表現，基本可分為血腫期、纖維/軟骨性骨痂期、骨性骨痂期和骨痂塑形/改建期等 4 個時期。骨損傷初期，局部出血并迅速形成血腫，眾多細胞因子釋放與濃集，從而誘導和趨化殘存于骨膜、骨髓以及周圍鄰近軟組織的 MSCs 募集于骨折部位，并在調節因子作用下發生定向分化、逐步形成纖維/軟骨性骨痂，以早期橋接骨折斷端并構成骨修復有序進行的細胞學基礎。隨著骨修復的進展，鈣化的纖維/軟骨性骨痂降解和/或被破骨細胞吸收，血管侵入腔隙，隨新生血管遷移、骨損傷部位及其鄰近組織募集而來的 MSCs 不斷分化為成骨細胞，開始以纖維/軟骨性骨痂組織的“殘基”為支架成骨，逐漸完成骨性骨痂的替代過程。最終，骨性骨痂通過骨塑建/骨改建過程恢復骨的完整形狀與連續性結構[9-12]。
以自體骨移植修復優勢性能的“三要素”為依據，以骨修復過程中所發生的生物學事件及其關鍵環節為理論基礎，在人工合成性骨生物材料研究領域，按骨植入替代材料的性能和對骨修復過程的貢獻，可分為骨傳導性、骨誘導性、成骨性和復合性骨替代物等 4 種類型。其中，骨傳導性和骨誘導性骨替代物是當今研發的重點[13]。
1.2 人工骨修復材料的骨傳導性
骨傳導性通常指人工骨替代支架材料應具備促進具有骨形成特性的前體細胞，在其表面或內部黏附、增殖、遷移、分化以及細胞外基質分泌和礦物質沉積的性能，這與支架材料本身的性質和內部結構相關。類似天然骨基質中無機組分的生物材料，如磷酸鈣陶瓷［包括羥基磷灰石、三磷酸鈣等］或生物玻璃作為原料，采用氣體發泡、溶劑澆筑、熔化鑄造和凍干法等制作工藝，制備內部結構與松質骨結構相似，孔徑在 100～1 200 μm 之間，孔隙相互貫通連接的骨替代支架材料，表現出一定的骨傳導性[14]。但傳統的制作工藝，難以實現對支架內部微細結構的精準控制，尤其是整體的孔隙率以及孔隙間的相互連接，難以達到最佳的骨修復性能[15]。近十年來，因 3D 打印技術的日益成熟和推廣普及，這一問題在一定程度上得到解決。應用 3D 打印技術具有傳統制作工藝無法比擬的優點，且被認為是目前構建結構仿生性的骨修復支架最為有效的方法：① 三維方向上的可調控性，不僅可嚴格設定支架的孔隙率及孔徑尺寸，而且能夠實現孔隙間的貫通連接；② 支架的外形及其內部微構筑可完美契合所需修復部位的結構特征；③ 為細胞生長及組織重建提供類似于細胞外基質的三維生長環境，有效地提高了支架的骨傳導性；④ 支架的個性化設計，可以使其滿足多層次的結構要求，且可快速化生產和個性化定制[16]。此外，對金屬類（如鈦）、高分子化合物類［如聚乳酸、聚己內酯、聚乳酸-羥基乙酸等］材料，常通過采用表面磷酸鈣基陶瓷涂層的方法，以期兼有骨傳導性的目的。
1.3 人工骨修復材料的骨誘導性
人工骨修復替代材料的骨誘導性，指骨替代支架材料所具備的可誘導 MSCs/成骨細胞前體細胞成骨性分化、異位成骨的能力，由 Urist 于 1965 年在兔骨骼肌中植入脫鈣骨后觀察到礦化骨形成而確定這一概念[17]。過去的幾十年，在揭示骨再生過程中骨誘導材料的作用方面取得了巨大進展[8]。骨誘導性材料促進骨形成的作用表現在多個層面：在細胞水平，碳酸磷灰石層的形成可觸發干細胞/骨生成細胞向成骨細胞分化，鈣離子和磷酸根離子的釋放還具有較強的細胞趨化性作用，可募集多種類型的細胞向植入部位生長；在分子水平，骨誘導材料可吸附并濃縮具有成骨誘導活性的蛋白，如 BMP-2 和 BMP-7 等[18]；材料釋放的鈣離子和磷酸根離子還有助于加速植入物空隙中的離子達到過飽和水平，并加速礦化骨形成。迄今為止，磷酸鈣基陶瓷是使用最廣泛的骨誘導材料，包括羥基磷灰石、磷酸三鈣、雙相磷酸鈣和珊瑚羥基磷灰石[18]。除此之外，一些金屬材料，如鍶和鎂也被證實具有骨誘導活性。骨誘導材料另一個基本特征是具有多孔隙的宏觀結構，骨誘導現象不是發生在光滑的材料表面，而是存在植入物內的孔隙內，提示人工骨修復材料的設計應該有適當的孔隙結構[19]。
1.4 人工骨修復材料的血管化
血管形成是骨再生過程中的關鍵，由于體內氧氣擴散的極限，體積超過 200 μm3 的任何組織都需要有血管形成才可存活。血管化加速骨修復的作用主要包括：血管向周圍的細胞供應葡萄糖、氧氣等營養物質，清除二氧化碳、乳酸鹽和尿素等代謝副產物；血管網絡招募細胞到材料植入部位而參與組織再生過程；骨組織新生的特殊性血管亞型（如 H 型血管）可與骨形成過程相“偶聯”，引導組織向其目標發育[20-21]。雖然，創傷后局部形成的缺氧微環境容易誘導骨缺損處血管的長入，但這種自發過程通常太慢且不能與組織的愈合速率相匹配，因此會導致局部缺乏營養和嚴重缺氧，并最終導致骨不愈合[22]。作為使用最多的骨修復材料，支架和水凝膠不僅為骨生成細胞和周圍細胞的遷移提供支持，而且還能為毛細血管的出芽提供機械支持。由于在血管形成期間直接與內皮細胞相互作用，材料的化學組成也能影響血管形成[23]。
2 人工骨修復材料的發展過程
考古發現，對于植入性骨修復材料的嘗試可追溯至人類早期階段，如應用珊瑚、象牙、金屬、人類和動物的骨乃至木材等替代缺失的牙齒[18]。隨著科學的發展，人們逐漸設計并開發出具有預期性質，如生物相容性、生物可降解性和骨整合性的生物材料，以更好用于骨移植修復[24]。
2.1 第 1 代人工骨修復材料——生物惰性材料
第 1 代骨修復生物材料于 20 世紀 60 年代開發應用，主要追求材料的理化特性與被替換的組織相匹配，并對宿主產生最小的毒性反應，而被稱作生物惰性材料[25]。植入體內后，材料與組織相互作用最小，不會刺激骨的形成，但可導致纖維組織的形成。根據材料的成分，第 1 代生物材料可以分為：金屬材料，包括鈦或鈦合金、不銹鋼、鈷鉻合金等；合成聚合物材料，包括聚甲基丙烯酸甲酯、聚四氟乙烯等；陶瓷材料，包括氧化鋁、鋯石、碳等[26]。自 20 世紀 50 年代后期，Charnley 研發出不銹鋼關節假體之后，金屬人工關節假體在臨床的應用取得巨大成功[27]。但是也存在一系列的問題，如不銹鋼的耐磨性較差，于是引入了鈷鉻合金材料。雖然鈷鉻合金具有優異的耐腐蝕性和耐磨性，但其彈性模量（220～230 GPa）高出人皮質骨（20～30 GPa）達一個數量級，會產生應力遮擋效應，引起鄰近的骨組織吸收，最終導致植入物失效和松動[28]。為克服這些缺點，鈦金屬及其合金材料由于具有耐腐蝕、相對低彈性模量（約 110 GPa）和低密度（約 4 700 kg/m3）的特點，被作為性能更好的骨內植物金屬材料。Branemark 等的研究不僅證明鈦金屬種植體與骨組織牢固結合，同時引入了用于內植物骨整合性能的概念，即植入物和宿主骨組織之間無軟組織形成的直接結合[29-30]。此后，骨整合性能成為評估骨修復材料性能的重要指標之一。通過采用各種表面處理技術，如等離子噴涂、酸蝕刻和陽極氧化等，被證明可增強鈦基骨植入物的骨整合性能。除了金屬材料，Charnley 還介紹引入生物惰性的可自聚合的聚甲基丙烯酸甲酯骨水泥能夠為植入物提供牢固的初始固定[27]。但其存在不能提供生物固定、聚合反應產熱、殘留單體入血可致脂肪栓塞等缺點。另外，不可吸收的復合材料，如聚乙烯、聚砜等，也被開發作為內植物應用。與金屬材料相比，聚合物生物材料具有更好的穩定性和較低的剛性，但是耐磨性較差，骨整合性能也比較差[31]。
2.2 第 2 代骨修復材料——生物活性材料
第 2 代生物骨修復材料包括人工合成和天然衍生的可生物降解的聚合物（如聚酯類、膠原蛋白等）、磷酸鈣（合成或天然衍生材料，如珊瑚、藻類、牛骨等）、碳酸鈣（天然或合成材料）、硫酸鈣和生物活性玻璃（SiO2 或非二氧化硅基）等。天然來源的生物材料作為組織自身的組成部分，具有優異的生物相容性和生物降解性。與某些合成聚合物相比，天然衍生聚合物，如膠原蛋白和透明質酸，可為細胞提供先天的生物信息指導，從而改善細胞的附著性以及增強細胞趨化反應，但也存在自身的缺陷，如免疫原性，由于純化過程復雜而引起的批次間差異，特定生物力學特性設計的限制以及體內降解速率的變化，因此應用受限。以此為背景，“生物可吸收/可生物降解材料”應運而生，由 Kulkarni 等于 20 世紀 60 年代提出，該類材料主要為人工合成聚合物，在體內能夠通過化學分解，并可根據應用目的調整機械性能和降解的動力學特征，而被廣泛用于生物材料[32]。目前研究最廣泛的合成的可生物降解聚合物包括聚丙交酯、聚乙交酯、聚己內酯、聚羥基丁酸酯以及它們的共聚物等。1969 年，Hench 以直接與骨形成化學結合為目的發明了生物玻璃，這是第 1 種人工生物活性骨修復材料，即后來稱為 45S5 的生物玻璃，由 46.1wt% SiO2、24.4wt% Na2O、26.9wt% CaO 和 2.6wt% P2O5 組成[33]。在生理環境中，能夠產生引起有利生物反應的生物活性成分是“生物活性材料”的本質特征。植入體內后，可在材料組織界面處誘發特定的生物學反應，與組織形成緊密結合。磷酸鈣陶瓷與骨礦物質的成分相似，賦予其優異的生物學性能，可刺激骨形成和骨結合。如羥基磷灰石、磷酸三鈣和磷酸八鈣的化學式以及 Ca/P 比不同，形成了各自不同的材料學特性。磷酸三鈣的 Ca/P 比為 1.5，溶解速率高，材料吸收快；純羥基磷灰石的 Ca/P 比為 1.67 并且高度穩定，不易降解。另外，含有如鍶、鎂、硅、氟化物等微量元素成分的材料，也具有促進骨整合的生活學活性，尤其是鎂金屬材料，由于能夠在體內降解和代謝，而被廣泛研究。
2.3 第 3 代骨修復材料——智能型材料
美國著名生物材料學家 Hench 教授在《科學》雜志上撰文，將第 3 代生物材料定義為既具有生物活性又可降解的生物材料[34]。在骨修復領域，通常采用一定的方法和技術手段修飾材料，來提高細胞的應答反應、改善細胞的存活以及誘導定向分化等，目的是能激活特定基因表達或應用材料進行分子剪裁以誘發期望的細胞反應。這些方法包括應用可溶性因子（生長因子、細胞因子、激素和化學物質等），不溶性因子（細胞外基質成分，具有特定機械力學和結構特性的生物材料）或應用外部刺激（機械負荷、壓縮應力、剪切應力、循環拉伸或應用導電聚合物等）[35]。材料具有適當的物理特性可提高材料的骨傳導性，如高孔隙率和內在相互貫通連接的設計有利于材料/細胞的相互作用，營養/氧氣的滲透，從而支持成骨和成血管相關細胞在支架孔結構甚至是其內部的存活，有利于血管化的發生以及大面積的骨再生[36]。通過補充成骨相關的生物活性組分或添加成骨誘導成分（如 BMP），能夠主動從周圍組織中募集干細胞，引導干細胞歸巢并增強缺損部位的細胞分化，增強材料的骨誘導性；通過添加血管誘生成分（如 VEGF）或者應用小分子化合物（如低氧模擬復合物），能夠增強材料的血管化活性[37]。納米技術能夠提供可控的生物化學和機械微環境，實現細胞遞送和組織再生而得到了廣泛的應用。納米材料指尺寸在 1～100 nm 之間的材料，因其可模仿天然骨分層自組裝的納米結構，所以對骨的再生具有一定優越性。當前納米技術在骨再生中的應用主要包括：物理摻入以獲得整體材料的優異機械、生物學特性；表面修飾以改善細胞黏附、調控功能；改變和應用納米形貌特征調控成骨細胞功能；遞送納米藥物以促進愈合和功能恢復。納米材料用于骨組織工程的極佳范例是應用納米級的磷酸鈣晶體，與微米級粒徑的磷酸鈣相比，其表現出更快的降解速率和增強的骨細胞功能。有學者認為，納米技術作為再生工程的 3 個基本組成部分之一，將徹底改變骨再生用生物材料的范例，是未來一代骨替代移植物的希望所在[38]。
自 1987 年第 1 次使用“組織工程”這個術語以來，伴隨組織工程領域研究重大進展的同時，其與一些新型領域，包括先進生物材料科學、干細胞科學、發育生物學的相互融合，造就了一種新的多學科范式——“再生工程”[39]。它被定義為“以復雜組織、器官或系統的再生為目標，整合材料學、組織工程學、干細胞發育細胞生物學以及再生醫學的科學”[40]。國內關于骨修復組織工程研究的歷史基本與國外保持一致，經過三十余年的發展，取得了令人矚目的成績，為世界組織工程領域的發展作出了巨大貢獻，并得到了國際的認可和贊揚[41]。
3 人工骨修復材料研發領域目前關注的重點
雖然人工骨修復材料不斷更新換代，但目前仍存在許多未解決的問題。其中關鍵問題是材料在體內降解的過程無法與新骨生成速度完美適配，形成的生物材料與骨的混合體不能完全重建生理狀態下的骨組織。另外，還存在材料的骨傳導性、骨誘導性以及血管誘導活性不能很好地平衡，導致材料修復骨缺損的時效性和區域性嚴重受限，對于大段骨缺損往往難以快速有效重建。
針對植入材料降解與新生骨組織的匹配問題，現在選擇骨修復材料的基質原料時，其細胞性降解特性越來越受到重視。植入性骨修復材料的骨形成，與骨發育和骨愈合過程中以鈣化的纖維/軟骨性骨痂組織的“殘基”為支架不盡相同，是以植入材料和材料內新生組織為支架的成骨過程。通過材料改性、添加生長因子等以提高成骨細胞的成骨活性，一直是構建活性骨替代材料的主要目標。然而，為適應不斷增量的新生骨和血管侵入的空間需求，理想的骨修復植入材料需具備與之相匹配的降解特性。生物材料在體內的降解主要包括兩種機制：材料的固有理化屬性和由破骨細胞吸收引起的細胞性降解[42]。體內植入材料在未被新生骨組織完全取代之前，破骨細胞性骨吸收既參與材料的降解，又可調節成骨細胞的功能促進骨痂組織的塑建[43]。若破骨細胞缺乏和/或選用的生物材料不適宜破骨細胞黏附、活化及其吸收功能的發揮，將導致骨形成不良[44]。因此，骨替代材料應具備支持成骨細胞和破骨細胞功能，以便保證材料與骨塑建過程可動態進行的性能。植入材料表面適當的鈣離子濃度，是決定破骨細胞生成及其骨吸收性能的主要前提條件之一。
于骨修復過程中所發生的生物學事件，以骨修復進程中關鍵環節為靶點，探尋可啟動與重建骨修復級聯反應的有效措施，尤其是篩選和發現藥用性小分子化合物，通過直接應用或構建活性、結構仿生性骨替代材料的方式，以提高骨質量、促進骨修復，是當今再生醫學和醫學工程領域的熱點命題[45-47]。具有骨誘導性和/或刺激骨組織血管新生的小分子化合物，將可避免 BMP、VEGF 等活性蛋白分子在植入部位存在易分解、丟失、作用短效、用量多（如外源性 BMP 的有效劑量需高出內源性 BMP 的 100 萬倍）而引起炎性反應、異位成骨、腫瘤發生率增加等局限，且使用方便、價格低廉[48]。
隨著先進材料的不斷研發，骨微環境代謝機制的進一步明確，下一代的骨修復材料將不僅具備基礎的骨傳導性、骨誘導性和血管誘生性，同時還將對不同的生物學活性進行整合和調控，材料在體內的降解與骨的修復達到完美適配，重建甚至加速生理狀態下骨修復過程。
經過 300 多年的實踐、錘煉，骨移植及植入性骨替代材料已成為現今治療骨缺損和促進骨修復的重要措施，臨床常見的骨腫瘤刮除、嚴重創傷、先天性骨發育異常、脊柱或關節融合、人工關節置換術后骨溶解和關節翻修等，都因骨缺損而必須進行骨移植以提高療效。針對每年數百萬計的骨折不愈合和大塊（段）骨缺損，應用植入性骨替代材料進行骨修復與功能重建則是必需的選擇，且需求量逐年遞增，并帶動相關產業的迅速發展[1]。
1 人工骨修復材料的設計依據及基本性能
骨移植術中的供體，迄今仍將沿用半個多世紀的自體髂骨骨塊作為移植物的金標準，它不僅具有理想移植物的三要素：貫通良好的網狀結構，可為骨缺損部位提供支架（骨傳導性）；含有細胞成分，可直接進行成骨（成骨性）；骨基質內的一些骨誘導因子，可誘導鄰近細胞遷移、募集、發育、分化和成骨（骨誘導性），并且自體骨移植避免了免疫排斥反應和疾病的傳播[2-3]。然而，自體骨取材時手術的風險性、對供區的破壞性（如感染、出血、疼痛及供區不穩定等）、取材量的不足和并發癥等諸多因素，使自體骨移植術受到嚴重制約[2, 4-6]。與自體骨骨修復性能最為接近的是同種異體骨。盡管，同種異體骨移植作為自體骨移植的替代方案而受到青睞，技術也日臻完善，但仍面臨著免疫排斥反應、疾病傳播，尤其是供應量不足等問題[7]。因此，尋求安全有效的人工骨替代物，是近四十年來尤其是近年來致力追求的目標[8]。
1.1 人工骨修復材料設計的理論基礎
骨折的修復幾乎是骨發育過程的重演，呈多階段生物級聯反應的特點，依據其組織學優勢表現，基本可分為血腫期、纖維/軟骨性骨痂期、骨性骨痂期和骨痂塑形/改建期等 4 個時期。骨損傷初期，局部出血并迅速形成血腫，眾多細胞因子釋放與濃集，從而誘導和趨化殘存于骨膜、骨髓以及周圍鄰近軟組織的 MSCs 募集于骨折部位，并在調節因子作用下發生定向分化、逐步形成纖維/軟骨性骨痂，以早期橋接骨折斷端并構成骨修復有序進行的細胞學基礎。隨著骨修復的進展，鈣化的纖維/軟骨性骨痂降解和/或被破骨細胞吸收，血管侵入腔隙，隨新生血管遷移、骨損傷部位及其鄰近組織募集而來的 MSCs 不斷分化為成骨細胞，開始以纖維/軟骨性骨痂組織的“殘基”為支架成骨，逐漸完成骨性骨痂的替代過程。最終，骨性骨痂通過骨塑建/骨改建過程恢復骨的完整形狀與連續性結構[9-12]。
以自體骨移植修復優勢性能的“三要素”為依據，以骨修復過程中所發生的生物學事件及其關鍵環節為理論基礎，在人工合成性骨生物材料研究領域，按骨植入替代材料的性能和對骨修復過程的貢獻，可分為骨傳導性、骨誘導性、成骨性和復合性骨替代物等 4 種類型。其中，骨傳導性和骨誘導性骨替代物是當今研發的重點[13]。
1.2 人工骨修復材料的骨傳導性
骨傳導性通常指人工骨替代支架材料應具備促進具有骨形成特性的前體細胞，在其表面或內部黏附、增殖、遷移、分化以及細胞外基質分泌和礦物質沉積的性能，這與支架材料本身的性質和內部結構相關。類似天然骨基質中無機組分的生物材料，如磷酸鈣陶瓷［包括羥基磷灰石、三磷酸鈣等］或生物玻璃作為原料，采用氣體發泡、溶劑澆筑、熔化鑄造和凍干法等制作工藝，制備內部結構與松質骨結構相似，孔徑在 100～1 200 μm 之間，孔隙相互貫通連接的骨替代支架材料，表現出一定的骨傳導性[14]。但傳統的制作工藝，難以實現對支架內部微細結構的精準控制，尤其是整體的孔隙率以及孔隙間的相互連接，難以達到最佳的骨修復性能[15]。近十年來，因 3D 打印技術的日益成熟和推廣普及，這一問題在一定程度上得到解決。應用 3D 打印技術具有傳統制作工藝無法比擬的優點，且被認為是目前構建結構仿生性的骨修復支架最為有效的方法：① 三維方向上的可調控性，不僅可嚴格設定支架的孔隙率及孔徑尺寸，而且能夠實現孔隙間的貫通連接；② 支架的外形及其內部微構筑可完美契合所需修復部位的結構特征；③ 為細胞生長及組織重建提供類似于細胞外基質的三維生長環境，有效地提高了支架的骨傳導性；④ 支架的個性化設計，可以使其滿足多層次的結構要求，且可快速化生產和個性化定制[16]。此外，對金屬類（如鈦）、高分子化合物類［如聚乳酸、聚己內酯、聚乳酸-羥基乙酸等］材料，常通過采用表面磷酸鈣基陶瓷涂層的方法，以期兼有骨傳導性的目的。
1.3 人工骨修復材料的骨誘導性
人工骨修復替代材料的骨誘導性，指骨替代支架材料所具備的可誘導 MSCs/成骨細胞前體細胞成骨性分化、異位成骨的能力，由 Urist 于 1965 年在兔骨骼肌中植入脫鈣骨后觀察到礦化骨形成而確定這一概念[17]。過去的幾十年，在揭示骨再生過程中骨誘導材料的作用方面取得了巨大進展[8]。骨誘導性材料促進骨形成的作用表現在多個層面：在細胞水平，碳酸磷灰石層的形成可觸發干細胞/骨生成細胞向成骨細胞分化，鈣離子和磷酸根離子的釋放還具有較強的細胞趨化性作用，可募集多種類型的細胞向植入部位生長；在分子水平，骨誘導材料可吸附并濃縮具有成骨誘導活性的蛋白，如 BMP-2 和 BMP-7 等[18]；材料釋放的鈣離子和磷酸根離子還有助于加速植入物空隙中的離子達到過飽和水平，并加速礦化骨形成。迄今為止，磷酸鈣基陶瓷是使用最廣泛的骨誘導材料，包括羥基磷灰石、磷酸三鈣、雙相磷酸鈣和珊瑚羥基磷灰石[18]。除此之外，一些金屬材料，如鍶和鎂也被證實具有骨誘導活性。骨誘導材料另一個基本特征是具有多孔隙的宏觀結構，骨誘導現象不是發生在光滑的材料表面，而是存在植入物內的孔隙內，提示人工骨修復材料的設計應該有適當的孔隙結構[19]。
1.4 人工骨修復材料的血管化
血管形成是骨再生過程中的關鍵，由于體內氧氣擴散的極限，體積超過 200 μm3 的任何組織都需要有血管形成才可存活。血管化加速骨修復的作用主要包括：血管向周圍的細胞供應葡萄糖、氧氣等營養物質，清除二氧化碳、乳酸鹽和尿素等代謝副產物；血管網絡招募細胞到材料植入部位而參與組織再生過程；骨組織新生的特殊性血管亞型（如 H 型血管）可與骨形成過程相“偶聯”，引導組織向其目標發育[20-21]。雖然，創傷后局部形成的缺氧微環境容易誘導骨缺損處血管的長入，但這種自發過程通常太慢且不能與組織的愈合速率相匹配，因此會導致局部缺乏營養和嚴重缺氧，并最終導致骨不愈合[22]。作為使用最多的骨修復材料，支架和水凝膠不僅為骨生成細胞和周圍細胞的遷移提供支持，而且還能為毛細血管的出芽提供機械支持。由于在血管形成期間直接與內皮細胞相互作用，材料的化學組成也能影響血管形成[23]。
2 人工骨修復材料的發展過程
考古發現，對于植入性骨修復材料的嘗試可追溯至人類早期階段，如應用珊瑚、象牙、金屬、人類和動物的骨乃至木材等替代缺失的牙齒[18]。隨著科學的發展，人們逐漸設計并開發出具有預期性質，如生物相容性、生物可降解性和骨整合性的生物材料，以更好用于骨移植修復[24]。
2.1 第 1 代人工骨修復材料——生物惰性材料
第 1 代骨修復生物材料于 20 世紀 60 年代開發應用，主要追求材料的理化特性與被替換的組織相匹配，并對宿主產生最小的毒性反應，而被稱作生物惰性材料[25]。植入體內后，材料與組織相互作用最小，不會刺激骨的形成，但可導致纖維組織的形成。根據材料的成分，第 1 代生物材料可以分為：金屬材料，包括鈦或鈦合金、不銹鋼、鈷鉻合金等；合成聚合物材料，包括聚甲基丙烯酸甲酯、聚四氟乙烯等；陶瓷材料，包括氧化鋁、鋯石、碳等[26]。自 20 世紀 50 年代后期，Charnley 研發出不銹鋼關節假體之后，金屬人工關節假體在臨床的應用取得巨大成功[27]。但是也存在一系列的問題，如不銹鋼的耐磨性較差，于是引入了鈷鉻合金材料。雖然鈷鉻合金具有優異的耐腐蝕性和耐磨性，但其彈性模量（220～230 GPa）高出人皮質骨（20～30 GPa）達一個數量級，會產生應力遮擋效應，引起鄰近的骨組織吸收，最終導致植入物失效和松動[28]。為克服這些缺點，鈦金屬及其合金材料由于具有耐腐蝕、相對低彈性模量（約 110 GPa）和低密度（約 4 700 kg/m3）的特點，被作為性能更好的骨內植物金屬材料。Branemark 等的研究不僅證明鈦金屬種植體與骨組織牢固結合，同時引入了用于內植物骨整合性能的概念，即植入物和宿主骨組織之間無軟組織形成的直接結合[29-30]。此后，骨整合性能成為評估骨修復材料性能的重要指標之一。通過采用各種表面處理技術，如等離子噴涂、酸蝕刻和陽極氧化等，被證明可增強鈦基骨植入物的骨整合性能。除了金屬材料，Charnley 還介紹引入生物惰性的可自聚合的聚甲基丙烯酸甲酯骨水泥能夠為植入物提供牢固的初始固定[27]。但其存在不能提供生物固定、聚合反應產熱、殘留單體入血可致脂肪栓塞等缺點。另外，不可吸收的復合材料，如聚乙烯、聚砜等，也被開發作為內植物應用。與金屬材料相比，聚合物生物材料具有更好的穩定性和較低的剛性，但是耐磨性較差，骨整合性能也比較差[31]。
2.2 第 2 代骨修復材料——生物活性材料
第 2 代生物骨修復材料包括人工合成和天然衍生的可生物降解的聚合物（如聚酯類、膠原蛋白等）、磷酸鈣（合成或天然衍生材料，如珊瑚、藻類、牛骨等）、碳酸鈣（天然或合成材料）、硫酸鈣和生物活性玻璃（SiO2 或非二氧化硅基）等。天然來源的生物材料作為組織自身的組成部分，具有優異的生物相容性和生物降解性。與某些合成聚合物相比，天然衍生聚合物，如膠原蛋白和透明質酸，可為細胞提供先天的生物信息指導，從而改善細胞的附著性以及增強細胞趨化反應，但也存在自身的缺陷，如免疫原性，由于純化過程復雜而引起的批次間差異，特定生物力學特性設計的限制以及體內降解速率的變化，因此應用受限。以此為背景，“生物可吸收/可生物降解材料”應運而生，由 Kulkarni 等于 20 世紀 60 年代提出，該類材料主要為人工合成聚合物，在體內能夠通過化學分解，并可根據應用目的調整機械性能和降解的動力學特征，而被廣泛用于生物材料[32]。目前研究最廣泛的合成的可生物降解聚合物包括聚丙交酯、聚乙交酯、聚己內酯、聚羥基丁酸酯以及它們的共聚物等。1969 年，Hench 以直接與骨形成化學結合為目的發明了生物玻璃，這是第 1 種人工生物活性骨修復材料，即后來稱為 45S5 的生物玻璃，由 46.1wt% SiO2、24.4wt% Na2O、26.9wt% CaO 和 2.6wt% P2O5 組成[33]。在生理環境中，能夠產生引起有利生物反應的生物活性成分是“生物活性材料”的本質特征。植入體內后，可在材料組織界面處誘發特定的生物學反應，與組織形成緊密結合。磷酸鈣陶瓷與骨礦物質的成分相似，賦予其優異的生物學性能，可刺激骨形成和骨結合。如羥基磷灰石、磷酸三鈣和磷酸八鈣的化學式以及 Ca/P 比不同，形成了各自不同的材料學特性。磷酸三鈣的 Ca/P 比為 1.5，溶解速率高，材料吸收快；純羥基磷灰石的 Ca/P 比為 1.67 并且高度穩定，不易降解。另外，含有如鍶、鎂、硅、氟化物等微量元素成分的材料，也具有促進骨整合的生活學活性，尤其是鎂金屬材料，由于能夠在體內降解和代謝，而被廣泛研究。
2.3 第 3 代骨修復材料——智能型材料
美國著名生物材料學家 Hench 教授在《科學》雜志上撰文，將第 3 代生物材料定義為既具有生物活性又可降解的生物材料[34]。在骨修復領域，通常采用一定的方法和技術手段修飾材料，來提高細胞的應答反應、改善細胞的存活以及誘導定向分化等，目的是能激活特定基因表達或應用材料進行分子剪裁以誘發期望的細胞反應。這些方法包括應用可溶性因子（生長因子、細胞因子、激素和化學物質等），不溶性因子（細胞外基質成分，具有特定機械力學和結構特性的生物材料）或應用外部刺激（機械負荷、壓縮應力、剪切應力、循環拉伸或應用導電聚合物等）[35]。材料具有適當的物理特性可提高材料的骨傳導性，如高孔隙率和內在相互貫通連接的設計有利于材料/細胞的相互作用，營養/氧氣的滲透，從而支持成骨和成血管相關細胞在支架孔結構甚至是其內部的存活，有利于血管化的發生以及大面積的骨再生[36]。通過補充成骨相關的生物活性組分或添加成骨誘導成分（如 BMP），能夠主動從周圍組織中募集干細胞，引導干細胞歸巢并增強缺損部位的細胞分化，增強材料的骨誘導性；通過添加血管誘生成分（如 VEGF）或者應用小分子化合物（如低氧模擬復合物），能夠增強材料的血管化活性[37]。納米技術能夠提供可控的生物化學和機械微環境，實現細胞遞送和組織再生而得到了廣泛的應用。納米材料指尺寸在 1～100 nm 之間的材料，因其可模仿天然骨分層自組裝的納米結構，所以對骨的再生具有一定優越性。當前納米技術在骨再生中的應用主要包括：物理摻入以獲得整體材料的優異機械、生物學特性；表面修飾以改善細胞黏附、調控功能；改變和應用納米形貌特征調控成骨細胞功能；遞送納米藥物以促進愈合和功能恢復。納米材料用于骨組織工程的極佳范例是應用納米級的磷酸鈣晶體，與微米級粒徑的磷酸鈣相比，其表現出更快的降解速率和增強的骨細胞功能。有學者認為，納米技術作為再生工程的 3 個基本組成部分之一，將徹底改變骨再生用生物材料的范例，是未來一代骨替代移植物的希望所在[38]。
自 1987 年第 1 次使用“組織工程”這個術語以來，伴隨組織工程領域研究重大進展的同時，其與一些新型領域，包括先進生物材料科學、干細胞科學、發育生物學的相互融合，造就了一種新的多學科范式——“再生工程”[39]。它被定義為“以復雜組織、器官或系統的再生為目標，整合材料學、組織工程學、干細胞發育細胞生物學以及再生醫學的科學”[40]。國內關于骨修復組織工程研究的歷史基本與國外保持一致，經過三十余年的發展，取得了令人矚目的成績，為世界組織工程領域的發展作出了巨大貢獻，并得到了國際的認可和贊揚[41]。
3 人工骨修復材料研發領域目前關注的重點
雖然人工骨修復材料不斷更新換代，但目前仍存在許多未解決的問題。其中關鍵問題是材料在體內降解的過程無法與新骨生成速度完美適配，形成的生物材料與骨的混合體不能完全重建生理狀態下的骨組織。另外，還存在材料的骨傳導性、骨誘導性以及血管誘導活性不能很好地平衡，導致材料修復骨缺損的時效性和區域性嚴重受限，對于大段骨缺損往往難以快速有效重建。
針對植入材料降解與新生骨組織的匹配問題，現在選擇骨修復材料的基質原料時，其細胞性降解特性越來越受到重視。植入性骨修復材料的骨形成，與骨發育和骨愈合過程中以鈣化的纖維/軟骨性骨痂組織的“殘基”為支架不盡相同，是以植入材料和材料內新生組織為支架的成骨過程。通過材料改性、添加生長因子等以提高成骨細胞的成骨活性，一直是構建活性骨替代材料的主要目標。然而，為適應不斷增量的新生骨和血管侵入的空間需求，理想的骨修復植入材料需具備與之相匹配的降解特性。生物材料在體內的降解主要包括兩種機制：材料的固有理化屬性和由破骨細胞吸收引起的細胞性降解[42]。體內植入材料在未被新生骨組織完全取代之前，破骨細胞性骨吸收既參與材料的降解，又可調節成骨細胞的功能促進骨痂組織的塑建[43]。若破骨細胞缺乏和/或選用的生物材料不適宜破骨細胞黏附、活化及其吸收功能的發揮，將導致骨形成不良[44]。因此，骨替代材料應具備支持成骨細胞和破骨細胞功能，以便保證材料與骨塑建過程可動態進行的性能。植入材料表面適當的鈣離子濃度，是決定破骨細胞生成及其骨吸收性能的主要前提條件之一。
于骨修復過程中所發生的生物學事件，以骨修復進程中關鍵環節為靶點，探尋可啟動與重建骨修復級聯反應的有效措施，尤其是篩選和發現藥用性小分子化合物，通過直接應用或構建活性、結構仿生性骨替代材料的方式，以提高骨質量、促進骨修復，是當今再生醫學和醫學工程領域的熱點命題[45-47]。具有骨誘導性和/或刺激骨組織血管新生的小分子化合物，將可避免 BMP、VEGF 等活性蛋白分子在植入部位存在易分解、丟失、作用短效、用量多（如外源性 BMP 的有效劑量需高出內源性 BMP 的 100 萬倍）而引起炎性反應、異位成骨、腫瘤發生率增加等局限，且使用方便、價格低廉[48]。
隨著先進材料的不斷研發，骨微環境代謝機制的進一步明確，下一代的骨修復材料將不僅具備基礎的骨傳導性、骨誘導性和血管誘生性，同時還將對不同的生物學活性進行整合和調控，材料在體內的降解與骨的修復達到完美適配，重建甚至加速生理狀態下骨修復過程。