大段骨缺損修復一直是骨科領域亟待解決的一大難題，骨修復材料是解決這一難題切實可行的方法。近年，骨修復材料發展迅速，已經從自體骨、同種異體骨、惰性材料發展到高活性、多功能的骨組織工程支架材料。通過廣泛回顧文獻，從骨修復材料活性機制、骨修復材料的應用及新型骨修復材料的探索三方面，總結骨修復材料研究現狀與進展，并展望發展方向。
引用本文： 賀唯, 樊瑜波, 李曉明. 骨修復材料活性機制和應用的最新研究進展. 中國修復重建外科雜志, 2018, 32(9): 1107-1115. doi: 10.7507/1002-1892.201807039 復制
由疾病或創傷引起的大段骨缺損一直是骨科領域亟待解決的一大難題。目前，臨床主要采用自體或同種異體骨移植修復骨缺損，但存在來源有限、免疫排斥反應導致植入失敗等不足。為了解決上述問題，人工合成骨修復材料成為研究熱點。它來源廣泛、無免疫原性，不僅能為受損骨組織提供結構支撐，還能與周圍組織整合，對骨修復與再生具有一定促進作用，為較大范圍骨缺損修復提供了新方法。本文從骨修復材料活性機制、骨修復材料的應用及新型骨修復材料的探索三方面，總結相關研究現狀與進展，展望發展方向。
1 骨修復材料活性機制
骨修復材料的研發既往均基于傳統生物學原理，即材料直接刺激成骨分化。基于此，目前大部分研究都致力于優化骨修復材料的生物力學和物理化學性質，以誘導細胞向成骨方向分化，并取得了一定成功。然而，體外細胞研究與動物體內研究的實驗結果存在不一致，提示材料介導的骨修復機制尚未完全明確。
早期研究主要通過檢測成骨相關基因表達情況，來判定某一材料是否可用于骨修復及其骨修復能力[1-2]，缺乏對材料植入體內后修復機制的研究。近年來，研究者已開始進行更深層次的機制研究，即骨修復材料對成骨相關信號通路的影響。例如，通過細胞表面標記物以及 mRNA 來研究絲素材料對成骨信號傳導的調控，發現絲素材料促進骨再生的主要機制是通過抑制 Notch 通路和激發 WNT 通路來增強 Runx2 和 ALP 的表達[3]；β-磷酸鈣可以激發 BMP-2 通路[4]和 WNT 通路[5]，從而促進成骨；鎂離子可以通過 TRPM7/PI3K 信號通路上調 Runx2 和 ALP 的表達，進而顯著提高成骨細胞的成骨活性[6]。同時，研究者也對復合材料進行了相關研究。例如，Liu 等[7]發現納米羥基磷灰石（nano hydroxyapatite，nHA）和絲素蛋白復合支架通過 IL-1α 自分泌/旁分泌信號環路來增加 IL-1α 的分泌量，進而上調 BMP-2 的表達，增強骨再生。
此外，材料的一些物理化學性質對成骨相關信號通路的影響也受到了關注。研究表明，材料表面微納米形貌，特別是納米分層多孔結構，可以激發 Hedgehog-Gli1[8]、FAK-ERK1/2[9]以及 ILK/ERK1/2 和 ILK/p38[10]通路；增加基質硬度可以通過 WNT 通路促進牙髓干細胞的增殖與成骨向分化[11]；隨著基質硬度提高，巨噬細胞遷移抑制因子（macrophage migration inhibitory factor，MIF）含量增加，從而激活 MIF 介導的 AKT/YAP/RUNX2 表達，有利于 hMSCs 的成骨分化[12]。此外，通過表面改性引入的化學成分也可以影響成骨相關信號通路[13]。Wu 等[14]用氧化石墨烯修飾 β-磷酸鈣陶瓷三維支架材料表面，發現修飾后的陶瓷材料可以通過激活 Wnt/β-catenin 信號通路誘導干細胞成骨分化。
除了對信號通路進行大量研究，研究者們還對其他與骨修復材料促進成骨的相關機制進行了探討。例如，生物材料可以調節 miRNA（基因表達后的轉錄調控因子）的表達水平，進而影響成骨 [15]；nHA 可以刺激成骨細胞 DNA 啟動子甲基化，從而影響 ALP 的表達[16]；骨修復材料對生長因子的增強效應[17]等。
2 骨修復材料的應用
目前，應用于骨組織修復與再生方面的材料種類很多，涵蓋了無機非金屬、金屬以及有機高分子三大類材料，其中一些材料在動物與臨床研究中已取得了顯著性成果。材料研究中常用的骨缺損動物模型類型[18-21]見圖 1。
圖1
用于檢測骨修復材料性能的骨缺損動物模型
Figure1.
Bone defect animal models for testing efficacy of bone repair biomaterials
2.1 無機非金屬材料
無機非金屬材料具有與天然骨良好的親和性，可在人體內穩定存在，適合用作人體硬組織部位的替換材料。磷酸鈣、生物活性玻璃是骨修復研究中常用的無機非金屬材料。
其中，磷酸鈣有良好的生物降解性、理想的生物相容性和骨傳導性。磷酸鈣表面能形成磷灰石層，與骨組織通過化學鍵穩定結合，進而提高與受損骨間的整合效果[22]。HA 是一種具有代表性的磷酸鈣，呈弱堿性，為天然骨的主要無機成分。研究已證實 HA 具有良好的成骨活性，早在 20 世紀 90 年代就有臨床使用 HA 修復骨缺損的報道[23]。近年來也有對 nHA 的臨床研究，如 Zhu 等[24]使用 nHA 修復 27 例骨缺損患者，骨缺損范圍 0.3 cm×1.0 cm～3.0 cm×6.5 cm，經平均 18.5 個月隨訪，發現 nHA 具有良好的生物相容性，無相關副作用。目前市場上已有以磷酸鈣為主體的各類骨修復材料，如同時經過美國食品藥品監督管理局（FDA）與我國 CFDA 審批的伯克利人工骨。然而，由于 HA 的斷裂強度較低，具有較高的脆性，在體內的降解速率難以預測，不適合直接用于修復大范圍骨缺損。
生物活性玻璃在生理環境下可生物降解，并釋放促進成骨離子。它能與天然骨形成骨性結合，具有骨傳導性。但玻璃自身脆性和較低抗彎強度限制了其在硬組織修復中的應用。特別是活性玻璃在體內呈現較差的抗疲勞性能，只能用于修復承受力要求較小部位的骨缺損，如牙、軟骨[25]，產品包括美國 PerioGlas（倍骼生）、NovaBone（固骼生）等。
2.2 金屬材料
金屬材料是研究最早的生物材料，具有良好的抗拉強度和韌性，特別適合機體硬組織缺損修復。常用的金屬材料包括不銹鋼、鈷鉻合金、鈦合金以及鎂合金，其中不銹鋼和鈷鉻合金最早用于臨床骨科，并獲得較好效果。不銹鋼價格低廉且機械性能好，目前臨床應用廣泛，但存在抗腐蝕性能差的問題。鈷鉻合金具有較好的耐磨性能，但其生物毒性不容忽視。隨后，惰性金屬鈦及鈦合金用于骨科領域，其對成骨細胞的黏附和生長無影響，具有較強的機械性能。但鈦合金與天然骨組織的彈性模量不匹配，遠強于骨的機械性能，使其植入體內后會對周圍骨組織產生應力屏蔽效應，骨組織會因缺乏應力刺激而生長不良甚至退化 [26]。此外，值得注意的是，金屬材料植入體內后會發生磨損或腐蝕，進而產生有毒的金屬離子或顆粒，導致炎癥級聯反應，因此不適宜長期植入和修復大面積骨缺損[27]。
目前，鎂及鎂合金成為用于骨修復的熱點金屬材料。控制鎂離子微量釋放可以促進成骨細胞的體外生長，提高骨組織愈合能力[28]。然而，純鎂的生物降解速度過快，難以滿足受損骨組織的力學要求；過快降解亦會造成局部過堿化，并釋放大量氫氣，對成骨細胞的黏附和生長產生抑制作用。因此，研究者常通過合金技術將其制備成鎂合金再用于研究。鎂合金的降解速度較純鎂慢，同時抗拉強度和斷裂韌性更好，使其能用作骨修復材料。目前已有大量鎂合金骨修復材料被批準商用，如德國 MAGNEZIX 系列產品[29]、韓國 K-MET 螺釘[30]等。我國研究者對用于固定移植自體骨的可降解鎂螺釘已進行了上百例臨床試驗[31]。
2.3 有機高分子材料
骨組織工程研究中常用的有機高分子材料，根據來源可分為天然高分子與人工合成高分子兩類。其中，天然高分子包括膠原、纖維蛋白、絲素蛋白、甲殼素、透明質酸、海藻酸鈉和殼聚糖等；人工合成高分子包括聚乳酸（polylactic acid，PLA）、聚己內酯和聚乳酸-羥基乙酸共聚物等。膠原是天然骨中有機質的主要組成成分，具有良好的生物相容性。它能為鈣鹽沉積提供位點，同時還能與調控細胞礦化的蛋白相結合，促進骨基質礦化。但存在機械強度較低、降解過快等不可調控的缺陷[32]，實際應用中多與 HA 復合，如韓國 GENOSS 公司的 Orthopedic OSTEON? ⅡCollagen 等產品。
而人工合成材料可通過改變成型工藝參數等條件，使其具備可控的分子量、孔隙率和降解速度，因而在骨缺損修復中具有更顯著的優勢[33]。在經美國 FDA 批準用于臨床的有機高分子材料中，PLA 因其獨特的性質已被廣泛用于骨修復領域[34]，如美國 Biotrak 和日本 Osteotrans-MX 等產品。它的降解產物乳酸是人體正常活動產生的代謝產物之一，因而具有良好的生物相容性。此外，PLA 還具有較好的力學性能和可塑性，易于加工成型，已被廣泛用作骨折內固定材料、骨修復支架材料等。然而，PLA 存在親水性較差、降解速率快等缺陷，且中間產物會在局部范圍內積累而導致 pH 值較低。因此，PLA 直接用于修復骨缺損效果并不理想，需要加入其他材料進行性能優化。
絲素蛋白是骨修復材料中的新型材料，它具有良好的柔韌性和抗拉伸強度，以及較好的透氣、透濕性和生物降解功能。此外，絲素蛋白固化結晶方式多樣，易于保持高度生物親和性以及形成特殊的多孔結構。與其他有機高分子材料相比，絲素蛋白具有更優良的力學性能和生物活性，并且在體內能被多種蛋白酶和膠原酶分解，降解后的產物為氨基酸，安全無毒 [35]。大鼠體內植入實驗表明，與 PLA 支架相比，靜電紡絲絲素蛋白支架明顯促進了顱骨損傷的修復[36]。然而，絲素蛋白支架雖然具有良好的生物力學強度，但是仍難以達到天然骨強度，此外其礦化能力有限。
2.4 復合材料
近年來骨修復材料的選擇，已經從天然成分組織中提取的簡單材料發展為人工合成的高分子材料；由單一組分材料發展成各種具有良好性能的復合材料以及表面修飾材料。復合材料是根據材料的優缺點，將兩種或以上的不同材料進行復合制得，不僅兼具組分材料的性質，還可以得到單組分材料不具備的新性能[37]。高分子材料、陶瓷材料及天然衍生材料既可作為復合材料的基質，也可以作為增強物或填料，它們能夠相互搭配以組合形成大量性質各異的復合材料。2006 年有研究者使用幾丁質纖維增強的 nHA/膠原/左旋聚乳酸復合材料成功修復了長約 40 mm 的山羊脛骨骨缺損[19]。
3 新型骨修復材料的探索
由金屬、陶瓷、高分子和復合材料制成的骨修復材料被廣泛用于骨修復，雖然這些合成的材料具有滿意的機械性能和生物相容性，以及其他優異的性能，但與自體/同種異體骨移植相比，仍然存在一些先天性缺陷，例如金屬材料的離子釋放、高分子材料強度差、陶瓷材料脆性大、復合材料降解性不可控等。因此，探索新的骨修復材料、優化材料功能、改進材料制備方法、優化材料結構，以提升骨修復材料的生物相容性、活性、力學性能及降解性能是骨修復材料的發展方向。
3.1 新型材料種類
3.1.1 碳素材料
碳素材料因具有優異的機械性能與生物相容性引起了研究者的關注，近年來新興的碳素材料主要包括碳納米管與石墨烯材料。
碳納米管具有單層或多層石墨管狀結構，良好的機械性能、導電性能和表面性能，使其成為生物醫學領域的一大熱點材料。多壁碳納米管（multi walled carbon nanotubes，MWNTs）具有更多的石墨管層，其直徑一般為 1～100 nm，長度>5 mm，結構更加穩定，在骨修復領域的應用更為廣泛。MWNTs 這一尺寸特性使其特別適用于模擬細胞外基質中的纖維蛋白，尤其是膠原蛋白[38]。與膠原蛋白相比，碳納米管的機械性能更強，能夠為骨組織提供更好的支撐。此外，與Ⅰ型膠原相比，在碳納米管表面上骨關聯細胞能更好地黏附和增殖[38]。體外研究表明，碳納米管無毒且有良好的生物相容性[39]；其獨特的納米結構能特異性吸附大量蛋白，從而促進干細胞向成骨方向分化[40]。雖然純碳納米管的親水性較差，易于團聚，但只要對其表面加以改性，引入親水基團，就可直接改變材料的親疏水性和分散性[41]。因此，碳納米管有望成為骨修復中最具應用前景的無機納米材料。
石墨烯材料主要包括石墨烯及其衍生物，具有高機械強度、高比表面積、高導電、高導熱、低密度等獨特的物理化學特性，因此近年來在生物醫學領域，特別是在骨修復材料領域受到了廣泛關注。已有研究表明，石墨烯材料具有良好生物學性能，對成骨細胞無毒性，能促進成骨細胞黏附和增殖[42]，并且能促進 BMSCs 向成骨細胞分化[43]。除此之外，石墨烯材料還具有抗菌性[44]和載藥緩釋性[45]，能與各類材料組合制備納米復合材料，展現了其在骨修復領域的良好應用前景。但目前石墨烯材料的研究還處于體外實驗和動物實驗階段，在進一步開展體內實驗前仍存在諸多問題，如石墨烯材料的長期毒性和降解性能等。
3.1.2 摻金屬離子材料
將一些金屬離子添加至骨修復材料中，可合成理化和生物性能更優良的復合材料，目前的研究主要集中于添加鍶離子、鋅離子以及鎂離子。
鍶是人骨骼中一種重要的微量親骨性元素，能夠增加骨骼強度，促進骨形成以及抑制骨吸收[46]。研究者們將鍶添加至骨修復材料后植入骨缺損部位，結果發現鍶離子直接于特定缺陷位置釋放，從而促進成骨甚至血管化[47]。除了提高生物活性，鍶的摻入還能顯著改善材料性能，如提高材料的硬度、壓縮強度、拉伸強度、降解性、吸水性等[48-49]。
鋅也是骨骼系統正常生長和發育的一個重要微量元素，在體內外皆能促進成骨，同時能夠抑制破骨細胞的成熟與增殖[50]。鋅可通過 TGF-β 信號通路使可促進骨再生的各類因子表達上調，如可促進基質合成的Ⅰ型膠原、促進基質礦化的 ALP 和骨鈣素、抑制破骨細胞的骨保護素等 [51]。此外，鋅具有抑制炎性反應[52]和抑菌[53]的作用。需要注意的是，雖然鋅具有理想的成骨能力，但在體內超過一定濃度就會產生生物毒性反應[54]，因此在添加鋅時需要選擇有效的緩釋體系。
鎂是骨組織無機成分中的重要元素，能夠提高成骨細胞活性和抑制破骨細胞增殖[55]。鎂缺乏會導致骨生長停止、骨質疏松和骨脆性[56]，這和鎂離子可以激活 TRPM7/PI3K 信號通路有關[6]。研究表明，骨修復材料中添加鎂后也表現出抑菌[57]、促血管化[58]等特性。
然而，相關研究中添加金屬離子方法不同，研究結果以及金屬離子最佳添加濃度也不一致，目前各類摻金屬離子材料研究仍停留在動物實驗階段，尚無臨床研究成果。
3.1.3 天然生物質碳酸鈣
珊瑚是最早獲得深入研究并應用于臨床的天然生物質碳酸鈣[59]。珊瑚的結構類似于松質骨，其初始機械性質與人體骨骼相近；已被證明具有良好生物相容性、骨傳導性和可降解性，還可作為生長因子的適當載體，并允許細胞附著、生長、擴散和分化[60]。在實際應用中常將珊瑚轉化為 HA，使其在保留本身優良結構特性的同時獲得骨誘導性，從而增強骨修復作用。天然珊瑚可塑性較差，并且屬于國家保護的珍貴自然資源，限制了其臨床大規模應用。
墨魚骨具有良好的三維多孔房架式網狀結構，且資源豐富[61]。兔體內實驗表明，與人工合成 HA 相比，墨魚骨轉化 HA 修復后缺損處的新生骨量更多、骨傳導性更好[62]，有望取代天然珊瑚來源 HA 在骨缺損修復臨床上的應用。
珍珠層也是具有一定成骨作用的天然生物質碳酸鈣材料，主要由約 97% 無機碳酸鈣與約 3% 有機質組成，具有與骨骼類似的結構特點。珍珠層良好的生物相容性、骨誘導、骨傳導和骨整合特性均已經過人體試驗證實，它是一種具有潛力的骨修復材料[63]。
3.1.4 脫細胞基質材料
脫細胞基質材料是通過物理、化學和生物化學等方法去除組織和器官中的細胞，以及其他抗原成分，獲得的具有接近細胞外基質天然結構與形狀，并保留了活性成分和維持形狀的膠原蛋白、纖連蛋白、多糖、糖蛋白等成分的天然材料[64]。脫細胞基質材料具有良好的生物學性能、組織相容性，植入人體內無免疫排斥現象，在體內可以起到支持、連接細胞的作用，同時其三維空間結構及包含的細胞因子有利于細胞黏附和增殖分化。
脫細胞骨基質（decellularized bone matrix，DBM）是將骨組織中的活細胞殺死、脂肪皂化處理后得到的骨修復材料，在降低抗原性的同時又保留了骨原有結構、力學性質，因而具有良好生物及理化性能[65]，同時由于其具有骨傳導性和骨誘導性能加速骨再生[66]。Chen 等[67]使用 0.5% 十二烷基硫酸鈉和 0.1%NH4OH 成功制備了 DBM，而后在體內與體外實驗中發現 DBM 可促進 MSCs 增殖和成骨分化，實現有效的骨再生，是一種有應用前景的骨修復材料。除了 DBM 外，其他可應用于骨修復的脫細胞基質材料也受到了關注[68-69]。對于脫細胞基質材料，雖然已有部分產品投入臨床，如美國 AlloSource 公司的 AlloFuse 系列產品，但由于其成分復雜，植入體內后的再生機制尚不明確。
3.1.5 其他
除了上述 4 類材料以外，魚膠原和介孔二氧化硅納米球是可用于骨缺損修復的新興材料。魚膠原具有低抗原性、低過敏性以及來源廣泛等優點，研究者主要探討其替代目前大量使用的哺乳動物膠原可行性。體外實驗表明，魚膠原可以增加前成骨細胞的 ALP、骨鈣素和骨涎蛋白的基因表達[70]。進一步研究表明，魚膠原復合材料與傳統膠原復合材料成骨能力相當，甚至更加優良[71]。
介孔二氧化硅納米球可以通過釋放硅離子來提高 BMSCs 的 ALP 活性，以及成骨相關基因和蛋白的表達，進而刺激其向成骨細胞分化[72]。同時，這種中空微球材料還具有載藥緩釋性。這種遞送刺激性離子和功能性藥物的材料為構建用于骨組織再生的多功能生物材料系統提供了新的策略。
3.2 優化功能
3.2.1 多功能材料
骨修復材料發展至今，對其功能要求越來越高，單一的促進成骨功能已經滿足不了臨床使用需求。近年來，多功能材料已成為研究方向。實現骨修復材料的多功能化，主要方法是復合多種材料。這種復合不是簡單地混合達到性能互補的目的，如改善機械性能、中和降解產物的 pH 值、改善降解速率、促進細胞黏附和增殖等，而是賦予材料更多的功能。如 Liu 等[73]開發的乙腈環三聚體結合了熒光性能和誘導成骨能力，這種材料在需要生物成像和骨修復的生物醫學應用方面具有巨大潛力；Cai 等[74]設計了一種由 rhBMP-2、搭載抗生素的 nHA 以及藻酸鹽/明膠凝膠組成的多功能生物材料，這種材料具有抗菌、減輕炎癥、增強新骨和血管形成的功能；向生物活性玻璃體系中添加銀離子、銅離子和鍶離子可以使其具有殺菌功能[75]；通過載藥體系，甚至可以使材料具備抗癌能力[76]。而就目前來講，添加活性因子是一種切實可行的實現骨修復材料多功能化的方法。
3.2.2 添加活性因子
骨修復材料已經由惰性材料發展至具有一定成骨能力的活性材料。為了進一步提高材料的生物活性和成骨能力，研究者開始將生物活性分子結合于材料表面。在生物活性分子中，與具有較長氨基酸序列的活性蛋白相比，成骨相關多肽因合成成本低、穩定性強，更適合與材料結合用于骨修復 [77]。通常可利用非共價與共價兩種方式將成骨相關多肽結合于材料表面。由于非共價作用力較弱，成骨相關多肽往往不能與材料有效結合，而且會在初始階段引發爆釋，所以多肽的作用不能得到明顯發揮[78]。而共價方式則有效地提高了多肽與材料之間的作用力，延長了植入體內后的相互作用時間，可控制分子取向，使功能化表面具有較高的穩定性，更有利于多肽在體內緩慢釋放，從而有利于多肽作用的發揮[79]。
但是，已有研究表明通過共價方式將活性分子結合到材料上會在一定程度上影響材料活性[80]，不同的共價結合對生物分子活性的影響也可能不同[81]。目前的研究大多只是指出所研究的共價結合可能會對生物分子活性造成影響，缺乏揭示共價結合對生物分子活性影響規律的系統研究。
將骨生長因子與膠原結合結構域（collagen-binding domain，CBD）組合，制成可特異性結合膠原的融合蛋白，是近年來新興的一種用于開發基于膠原的骨修復材料的方法。這種方法為生長因子提供了合適的遞送載體，使其能在骨缺損部位持續穩定釋放，且不會改變生長因子的天然生物活性。大鼠體內實驗表明，與植入 DBM 同時施用相同濃度的 bFGF 相比，搭載 CBD-bFGF 的 DBM 可加速大鼠股骨缺損處的新骨形成[82]。
3.3 優化結構
大段骨缺損的修復效果往往取決于骨修復材料的結構。因為材料結構，特別是材料表面結構，會影響細胞接種效率、細胞反應、血管生成以及最終的骨形成。結構參數包括孔徑和孔隙率、孔隙形狀和纖維取向和表面性質等。例如，小孔有利于細胞接種，但限制細胞活力、細胞增殖和分化；孔徑的幾何形狀影響細胞的排列和再生骨的結構[83]。因此，許多研究者探究了不同的材料組合、制備方法、制備工藝，以優化材料結構，進而獲得更優的性能。
新的制備方法不斷被開發，其中 3D 打印是當前的研究熱點。傳統的骨組織工程支架材料僅是對天然骨化學組成的簡單模仿，并未再現天然骨組織多級結構。與傳統支架加工工藝相比，3D 生物打印技術不僅可以提供定制化的材料外部結構，還可以控制支架內部微結構，為多級多尺度復雜組織的重建提供了可能。這種便捷地制備形狀可控的多孔支架材料的技術，已被廣泛應用于生物材料和骨組織工程領域[84-86]。3D 打印支架具有多孔結構，將材料植入缺損部位后，營養物質和細胞會沿著孔向內滲入支架內部，進而有利于骨組織向內長入，最終促進骨缺損的修復[85]。3D 打印的主要局限在于打印分辨率不足以實現理想微結構的打印，低溫 3D 打印技術或許是解決這一局限性的有效手段[87]。
運用仿生學原理和納米自組裝技術模仿天然骨的成分及結構特征，也是目前骨修復材料研究的前沿課題。Liu 等[88]提出改良的“自下而上”仿生礦化法制備三維拓撲結構的纖維內礦化膠原（hierarchical intrafibrillarly-mineralized collagen，HIMC）。實驗結果表明，仿生合成的 HIMC 支架材料具有與天然骨極其相似的納米結構，能夠更好地促進干細胞在支架材料表面的黏附、增殖與礦化，且具有與天然骨類似的應力分散能力及降解速率；體內研究表明在 HIMC 支架材料引導下生成的新骨量更多，分布更廣，尤其是新生骨膠原與天然骨膠原的排列及機械性能一致。
“功能梯度材料”這個概念也引起了骨修復材料領域的關注。功能梯度材料的組成、微觀結構以及相關特性可以在空間上有所變化，而人體骨骼本身就可以被認為是分級材料，因此功能梯度材料可能是骨科移植物的理想候選者，因為功能梯度可以被設計成模仿原始骨組織的性質。使用功能梯度材料有望降低應力屏蔽效應以及骨-種植體結合界面處的有害剪切應力[89]。
除了對材料的整體結構優化，作為直接與人體組織接觸的材料表面，對其進行優化也是提升材料性能的一個重要手段。表面改性是一種目前常用的對材料表面結構與功能進行優化的方法。骨修復材料表面改性可改善材料表面的物理化學性質、增強細胞在材料表面的黏附和與材料表面的相互作用，從而有效提高骨修復材料的細胞相容性[90-91]。目前常用的表面改性方法有表面涂層、接枝、等離子體改性等。但是表面涂層容易剝落，接枝改性過程繁瑣，等離子體處理則由于等離子體侵入深度有限而受到限制[92]，為此，下一步應著眼于研究更簡單有效的表面改性方法。
通過表面改性方法以及一些特殊的制備工藝，即可實現材料表面的圖案化，近年來研究者對圖案化應用于骨修復領域也進行了探索。如 Sankar 等[93]制備了微圖案化的 SU-8 納米纖維，發現圖案化的表面誘導了 MSCs 的成骨分化，同時細胞會沿著圖案分層和旋轉，類似于體內各向異性多層骨組織結構。除了成骨相關細胞，巨噬細胞的行為也會受到材料表面圖案化的影響。在圖案化的鈦表面巨噬細胞傾向于 M2 極化，而傳統鈦涂層上的巨噬細胞表現出更高的 M1 極化，這種 M2 極化的傾向導致材料表面上骨誘導性細胞因子的上調，從而提供了有利的成骨微環境。因此，材料表面圖案化可能是賦予植入材料良好的骨免疫調節性質的潛在方法[94]。
目前研究常用的骨修復材料結構改良方法昂貴且耗時。因此，Boccaccio 等[95]提出了一種算法，將支架的參數有限元模型與數值優化方法和計算力學調節模型相結合，用于預測最佳的骨修復支架微觀結構。
4 展望
骨修復材料是修復人體骨組織缺損高效可行的方法，但目前尚無完全符合要求的骨修復材料，特別是用于大段骨缺損修復的材料。主要存在以下問題：① 骨組織修復過程中血運重建緩慢，因此有必要開發新的加快血管化的方法；② 骨修復材料與自體骨組織的整合也存在問題，表面優化和載藥控釋或許是可行的解決手段；③ 目前許多研究忽略了免疫細胞和破骨細胞的重要性，理想的骨修復材料應同時具備促進成骨向分化、抑制破骨細胞以及調節巨噬細胞的功能；④ 材料降解速率與組織生長速率不夠匹配，需要系統研究體內生物力學環境下材料結構和力學性能變化，材料降解以及骨組織再生之間的關系規律，以優化骨修復材料。隨著對成骨機制研究的深入、生物材料領域的不斷發展以及材料科學技術的進步，有望研制出符合人體骨修復要求的理想材料。
由疾病或創傷引起的大段骨缺損一直是骨科領域亟待解決的一大難題。目前，臨床主要采用自體或同種異體骨移植修復骨缺損，但存在來源有限、免疫排斥反應導致植入失敗等不足。為了解決上述問題，人工合成骨修復材料成為研究熱點。它來源廣泛、無免疫原性，不僅能為受損骨組織提供結構支撐，還能與周圍組織整合，對骨修復與再生具有一定促進作用，為較大范圍骨缺損修復提供了新方法。本文從骨修復材料活性機制、骨修復材料的應用及新型骨修復材料的探索三方面，總結相關研究現狀與進展，展望發展方向。
1 骨修復材料活性機制
骨修復材料的研發既往均基于傳統生物學原理，即材料直接刺激成骨分化。基于此，目前大部分研究都致力于優化骨修復材料的生物力學和物理化學性質，以誘導細胞向成骨方向分化，并取得了一定成功。然而，體外細胞研究與動物體內研究的實驗結果存在不一致，提示材料介導的骨修復機制尚未完全明確。
早期研究主要通過檢測成骨相關基因表達情況，來判定某一材料是否可用于骨修復及其骨修復能力[1-2]，缺乏對材料植入體內后修復機制的研究。近年來，研究者已開始進行更深層次的機制研究，即骨修復材料對成骨相關信號通路的影響。例如，通過細胞表面標記物以及 mRNA 來研究絲素材料對成骨信號傳導的調控，發現絲素材料促進骨再生的主要機制是通過抑制 Notch 通路和激發 WNT 通路來增強 Runx2 和 ALP 的表達[3]；β-磷酸鈣可以激發 BMP-2 通路[4]和 WNT 通路[5]，從而促進成骨；鎂離子可以通過 TRPM7/PI3K 信號通路上調 Runx2 和 ALP 的表達，進而顯著提高成骨細胞的成骨活性[6]。同時，研究者也對復合材料進行了相關研究。例如，Liu 等[7]發現納米羥基磷灰石（nano hydroxyapatite，nHA）和絲素蛋白復合支架通過 IL-1α 自分泌/旁分泌信號環路來增加 IL-1α 的分泌量，進而上調 BMP-2 的表達，增強骨再生。
此外，材料的一些物理化學性質對成骨相關信號通路的影響也受到了關注。研究表明，材料表面微納米形貌，特別是納米分層多孔結構，可以激發 Hedgehog-Gli1[8]、FAK-ERK1/2[9]以及 ILK/ERK1/2 和 ILK/p38[10]通路；增加基質硬度可以通過 WNT 通路促進牙髓干細胞的增殖與成骨向分化[11]；隨著基質硬度提高，巨噬細胞遷移抑制因子（macrophage migration inhibitory factor，MIF）含量增加，從而激活 MIF 介導的 AKT/YAP/RUNX2 表達，有利于 hMSCs 的成骨分化[12]。此外，通過表面改性引入的化學成分也可以影響成骨相關信號通路[13]。Wu 等[14]用氧化石墨烯修飾 β-磷酸鈣陶瓷三維支架材料表面，發現修飾后的陶瓷材料可以通過激活 Wnt/β-catenin 信號通路誘導干細胞成骨分化。
除了對信號通路進行大量研究，研究者們還對其他與骨修復材料促進成骨的相關機制進行了探討。例如，生物材料可以調節 miRNA（基因表達后的轉錄調控因子）的表達水平，進而影響成骨 [15]；nHA 可以刺激成骨細胞 DNA 啟動子甲基化，從而影響 ALP 的表達[16]；骨修復材料對生長因子的增強效應[17]等。
2 骨修復材料的應用
目前，應用于骨組織修復與再生方面的材料種類很多，涵蓋了無機非金屬、金屬以及有機高分子三大類材料，其中一些材料在動物與臨床研究中已取得了顯著性成果。材料研究中常用的骨缺損動物模型類型[18-21]見圖 1。
圖1
用于檢測骨修復材料性能的骨缺損動物模型
Figure1.
Bone defect animal models for testing efficacy of bone repair biomaterials
2.1 無機非金屬材料
無機非金屬材料具有與天然骨良好的親和性，可在人體內穩定存在，適合用作人體硬組織部位的替換材料。磷酸鈣、生物活性玻璃是骨修復研究中常用的無機非金屬材料。
其中，磷酸鈣有良好的生物降解性、理想的生物相容性和骨傳導性。磷酸鈣表面能形成磷灰石層，與骨組織通過化學鍵穩定結合，進而提高與受損骨間的整合效果[22]。HA 是一種具有代表性的磷酸鈣，呈弱堿性，為天然骨的主要無機成分。研究已證實 HA 具有良好的成骨活性，早在 20 世紀 90 年代就有臨床使用 HA 修復骨缺損的報道[23]。近年來也有對 nHA 的臨床研究，如 Zhu 等[24]使用 nHA 修復 27 例骨缺損患者，骨缺損范圍 0.3 cm×1.0 cm～3.0 cm×6.5 cm，經平均 18.5 個月隨訪，發現 nHA 具有良好的生物相容性，無相關副作用。目前市場上已有以磷酸鈣為主體的各類骨修復材料，如同時經過美國食品藥品監督管理局（FDA）與我國 CFDA 審批的伯克利人工骨。然而，由于 HA 的斷裂強度較低，具有較高的脆性，在體內的降解速率難以預測，不適合直接用于修復大范圍骨缺損。
生物活性玻璃在生理環境下可生物降解，并釋放促進成骨離子。它能與天然骨形成骨性結合，具有骨傳導性。但玻璃自身脆性和較低抗彎強度限制了其在硬組織修復中的應用。特別是活性玻璃在體內呈現較差的抗疲勞性能，只能用于修復承受力要求較小部位的骨缺損，如牙、軟骨[25]，產品包括美國 PerioGlas（倍骼生）、NovaBone（固骼生）等。
2.2 金屬材料
金屬材料是研究最早的生物材料，具有良好的抗拉強度和韌性，特別適合機體硬組織缺損修復。常用的金屬材料包括不銹鋼、鈷鉻合金、鈦合金以及鎂合金，其中不銹鋼和鈷鉻合金最早用于臨床骨科，并獲得較好效果。不銹鋼價格低廉且機械性能好，目前臨床應用廣泛，但存在抗腐蝕性能差的問題。鈷鉻合金具有較好的耐磨性能，但其生物毒性不容忽視。隨后，惰性金屬鈦及鈦合金用于骨科領域，其對成骨細胞的黏附和生長無影響，具有較強的機械性能。但鈦合金與天然骨組織的彈性模量不匹配，遠強于骨的機械性能，使其植入體內后會對周圍骨組織產生應力屏蔽效應，骨組織會因缺乏應力刺激而生長不良甚至退化 [26]。此外，值得注意的是，金屬材料植入體內后會發生磨損或腐蝕，進而產生有毒的金屬離子或顆粒，導致炎癥級聯反應，因此不適宜長期植入和修復大面積骨缺損[27]。
目前，鎂及鎂合金成為用于骨修復的熱點金屬材料。控制鎂離子微量釋放可以促進成骨細胞的體外生長，提高骨組織愈合能力[28]。然而，純鎂的生物降解速度過快，難以滿足受損骨組織的力學要求；過快降解亦會造成局部過堿化，并釋放大量氫氣，對成骨細胞的黏附和生長產生抑制作用。因此，研究者常通過合金技術將其制備成鎂合金再用于研究。鎂合金的降解速度較純鎂慢，同時抗拉強度和斷裂韌性更好，使其能用作骨修復材料。目前已有大量鎂合金骨修復材料被批準商用，如德國 MAGNEZIX 系列產品[29]、韓國 K-MET 螺釘[30]等。我國研究者對用于固定移植自體骨的可降解鎂螺釘已進行了上百例臨床試驗[31]。
2.3 有機高分子材料
骨組織工程研究中常用的有機高分子材料，根據來源可分為天然高分子與人工合成高分子兩類。其中，天然高分子包括膠原、纖維蛋白、絲素蛋白、甲殼素、透明質酸、海藻酸鈉和殼聚糖等；人工合成高分子包括聚乳酸（polylactic acid，PLA）、聚己內酯和聚乳酸-羥基乙酸共聚物等。膠原是天然骨中有機質的主要組成成分，具有良好的生物相容性。它能為鈣鹽沉積提供位點，同時還能與調控細胞礦化的蛋白相結合，促進骨基質礦化。但存在機械強度較低、降解過快等不可調控的缺陷[32]，實際應用中多與 HA 復合，如韓國 GENOSS 公司的 Orthopedic OSTEON? ⅡCollagen 等產品。
而人工合成材料可通過改變成型工藝參數等條件，使其具備可控的分子量、孔隙率和降解速度，因而在骨缺損修復中具有更顯著的優勢[33]。在經美國 FDA 批準用于臨床的有機高分子材料中，PLA 因其獨特的性質已被廣泛用于骨修復領域[34]，如美國 Biotrak 和日本 Osteotrans-MX 等產品。它的降解產物乳酸是人體正常活動產生的代謝產物之一，因而具有良好的生物相容性。此外，PLA 還具有較好的力學性能和可塑性，易于加工成型，已被廣泛用作骨折內固定材料、骨修復支架材料等。然而，PLA 存在親水性較差、降解速率快等缺陷，且中間產物會在局部范圍內積累而導致 pH 值較低。因此，PLA 直接用于修復骨缺損效果并不理想，需要加入其他材料進行性能優化。
絲素蛋白是骨修復材料中的新型材料，它具有良好的柔韌性和抗拉伸強度，以及較好的透氣、透濕性和生物降解功能。此外，絲素蛋白固化結晶方式多樣，易于保持高度生物親和性以及形成特殊的多孔結構。與其他有機高分子材料相比，絲素蛋白具有更優良的力學性能和生物活性，并且在體內能被多種蛋白酶和膠原酶分解，降解后的產物為氨基酸，安全無毒 [35]。大鼠體內植入實驗表明，與 PLA 支架相比，靜電紡絲絲素蛋白支架明顯促進了顱骨損傷的修復[36]。然而，絲素蛋白支架雖然具有良好的生物力學強度，但是仍難以達到天然骨強度，此外其礦化能力有限。
2.4 復合材料
近年來骨修復材料的選擇，已經從天然成分組織中提取的簡單材料發展為人工合成的高分子材料；由單一組分材料發展成各種具有良好性能的復合材料以及表面修飾材料。復合材料是根據材料的優缺點，將兩種或以上的不同材料進行復合制得，不僅兼具組分材料的性質，還可以得到單組分材料不具備的新性能[37]。高分子材料、陶瓷材料及天然衍生材料既可作為復合材料的基質，也可以作為增強物或填料，它們能夠相互搭配以組合形成大量性質各異的復合材料。2006 年有研究者使用幾丁質纖維增強的 nHA/膠原/左旋聚乳酸復合材料成功修復了長約 40 mm 的山羊脛骨骨缺損[19]。
3 新型骨修復材料的探索
由金屬、陶瓷、高分子和復合材料制成的骨修復材料被廣泛用于骨修復，雖然這些合成的材料具有滿意的機械性能和生物相容性，以及其他優異的性能，但與自體/同種異體骨移植相比，仍然存在一些先天性缺陷，例如金屬材料的離子釋放、高分子材料強度差、陶瓷材料脆性大、復合材料降解性不可控等。因此，探索新的骨修復材料、優化材料功能、改進材料制備方法、優化材料結構，以提升骨修復材料的生物相容性、活性、力學性能及降解性能是骨修復材料的發展方向。
3.1 新型材料種類
3.1.1 碳素材料
碳素材料因具有優異的機械性能與生物相容性引起了研究者的關注，近年來新興的碳素材料主要包括碳納米管與石墨烯材料。
碳納米管具有單層或多層石墨管狀結構，良好的機械性能、導電性能和表面性能，使其成為生物醫學領域的一大熱點材料。多壁碳納米管（multi walled carbon nanotubes，MWNTs）具有更多的石墨管層，其直徑一般為 1～100 nm，長度>5 mm，結構更加穩定，在骨修復領域的應用更為廣泛。MWNTs 這一尺寸特性使其特別適用于模擬細胞外基質中的纖維蛋白，尤其是膠原蛋白[38]。與膠原蛋白相比，碳納米管的機械性能更強，能夠為骨組織提供更好的支撐。此外，與Ⅰ型膠原相比，在碳納米管表面上骨關聯細胞能更好地黏附和增殖[38]。體外研究表明，碳納米管無毒且有良好的生物相容性[39]；其獨特的納米結構能特異性吸附大量蛋白，從而促進干細胞向成骨方向分化[40]。雖然純碳納米管的親水性較差，易于團聚，但只要對其表面加以改性，引入親水基團，就可直接改變材料的親疏水性和分散性[41]。因此，碳納米管有望成為骨修復中最具應用前景的無機納米材料。
石墨烯材料主要包括石墨烯及其衍生物，具有高機械強度、高比表面積、高導電、高導熱、低密度等獨特的物理化學特性，因此近年來在生物醫學領域，特別是在骨修復材料領域受到了廣泛關注。已有研究表明，石墨烯材料具有良好生物學性能，對成骨細胞無毒性，能促進成骨細胞黏附和增殖[42]，并且能促進 BMSCs 向成骨細胞分化[43]。除此之外，石墨烯材料還具有抗菌性[44]和載藥緩釋性[45]，能與各類材料組合制備納米復合材料，展現了其在骨修復領域的良好應用前景。但目前石墨烯材料的研究還處于體外實驗和動物實驗階段，在進一步開展體內實驗前仍存在諸多問題，如石墨烯材料的長期毒性和降解性能等。
3.1.2 摻金屬離子材料
將一些金屬離子添加至骨修復材料中，可合成理化和生物性能更優良的復合材料，目前的研究主要集中于添加鍶離子、鋅離子以及鎂離子。
鍶是人骨骼中一種重要的微量親骨性元素，能夠增加骨骼強度，促進骨形成以及抑制骨吸收[46]。研究者們將鍶添加至骨修復材料后植入骨缺損部位，結果發現鍶離子直接于特定缺陷位置釋放，從而促進成骨甚至血管化[47]。除了提高生物活性，鍶的摻入還能顯著改善材料性能，如提高材料的硬度、壓縮強度、拉伸強度、降解性、吸水性等[48-49]。
鋅也是骨骼系統正常生長和發育的一個重要微量元素，在體內外皆能促進成骨，同時能夠抑制破骨細胞的成熟與增殖[50]。鋅可通過 TGF-β 信號通路使可促進骨再生的各類因子表達上調，如可促進基質合成的Ⅰ型膠原、促進基質礦化的 ALP 和骨鈣素、抑制破骨細胞的骨保護素等 [51]。此外，鋅具有抑制炎性反應[52]和抑菌[53]的作用。需要注意的是，雖然鋅具有理想的成骨能力，但在體內超過一定濃度就會產生生物毒性反應[54]，因此在添加鋅時需要選擇有效的緩釋體系。
鎂是骨組織無機成分中的重要元素，能夠提高成骨細胞活性和抑制破骨細胞增殖[55]。鎂缺乏會導致骨生長停止、骨質疏松和骨脆性[56]，這和鎂離子可以激活 TRPM7/PI3K 信號通路有關[6]。研究表明，骨修復材料中添加鎂后也表現出抑菌[57]、促血管化[58]等特性。
然而，相關研究中添加金屬離子方法不同，研究結果以及金屬離子最佳添加濃度也不一致，目前各類摻金屬離子材料研究仍停留在動物實驗階段，尚無臨床研究成果。
3.1.3 天然生物質碳酸鈣
珊瑚是最早獲得深入研究并應用于臨床的天然生物質碳酸鈣[59]。珊瑚的結構類似于松質骨，其初始機械性質與人體骨骼相近；已被證明具有良好生物相容性、骨傳導性和可降解性，還可作為生長因子的適當載體，并允許細胞附著、生長、擴散和分化[60]。在實際應用中常將珊瑚轉化為 HA，使其在保留本身優良結構特性的同時獲得骨誘導性，從而增強骨修復作用。天然珊瑚可塑性較差，并且屬于國家保護的珍貴自然資源，限制了其臨床大規模應用。
墨魚骨具有良好的三維多孔房架式網狀結構，且資源豐富[61]。兔體內實驗表明，與人工合成 HA 相比，墨魚骨轉化 HA 修復后缺損處的新生骨量更多、骨傳導性更好[62]，有望取代天然珊瑚來源 HA 在骨缺損修復臨床上的應用。
珍珠層也是具有一定成骨作用的天然生物質碳酸鈣材料，主要由約 97% 無機碳酸鈣與約 3% 有機質組成，具有與骨骼類似的結構特點。珍珠層良好的生物相容性、骨誘導、骨傳導和骨整合特性均已經過人體試驗證實，它是一種具有潛力的骨修復材料[63]。
3.1.4 脫細胞基質材料
脫細胞基質材料是通過物理、化學和生物化學等方法去除組織和器官中的細胞，以及其他抗原成分，獲得的具有接近細胞外基質天然結構與形狀，并保留了活性成分和維持形狀的膠原蛋白、纖連蛋白、多糖、糖蛋白等成分的天然材料[64]。脫細胞基質材料具有良好的生物學性能、組織相容性，植入人體內無免疫排斥現象，在體內可以起到支持、連接細胞的作用，同時其三維空間結構及包含的細胞因子有利于細胞黏附和增殖分化。
脫細胞骨基質（decellularized bone matrix，DBM）是將骨組織中的活細胞殺死、脂肪皂化處理后得到的骨修復材料，在降低抗原性的同時又保留了骨原有結構、力學性質，因而具有良好生物及理化性能[65]，同時由于其具有骨傳導性和骨誘導性能加速骨再生[66]。Chen 等[67]使用 0.5% 十二烷基硫酸鈉和 0.1%NH4OH 成功制備了 DBM，而后在體內與體外實驗中發現 DBM 可促進 MSCs 增殖和成骨分化，實現有效的骨再生，是一種有應用前景的骨修復材料。除了 DBM 外，其他可應用于骨修復的脫細胞基質材料也受到了關注[68-69]。對于脫細胞基質材料，雖然已有部分產品投入臨床，如美國 AlloSource 公司的 AlloFuse 系列產品，但由于其成分復雜，植入體內后的再生機制尚不明確。
3.1.5 其他
除了上述 4 類材料以外，魚膠原和介孔二氧化硅納米球是可用于骨缺損修復的新興材料。魚膠原具有低抗原性、低過敏性以及來源廣泛等優點，研究者主要探討其替代目前大量使用的哺乳動物膠原可行性。體外實驗表明，魚膠原可以增加前成骨細胞的 ALP、骨鈣素和骨涎蛋白的基因表達[70]。進一步研究表明，魚膠原復合材料與傳統膠原復合材料成骨能力相當，甚至更加優良[71]。
介孔二氧化硅納米球可以通過釋放硅離子來提高 BMSCs 的 ALP 活性，以及成骨相關基因和蛋白的表達，進而刺激其向成骨細胞分化[72]。同時，這種中空微球材料還具有載藥緩釋性。這種遞送刺激性離子和功能性藥物的材料為構建用于骨組織再生的多功能生物材料系統提供了新的策略。
3.2 優化功能
3.2.1 多功能材料
骨修復材料發展至今，對其功能要求越來越高，單一的促進成骨功能已經滿足不了臨床使用需求。近年來，多功能材料已成為研究方向。實現骨修復材料的多功能化，主要方法是復合多種材料。這種復合不是簡單地混合達到性能互補的目的，如改善機械性能、中和降解產物的 pH 值、改善降解速率、促進細胞黏附和增殖等，而是賦予材料更多的功能。如 Liu 等[73]開發的乙腈環三聚體結合了熒光性能和誘導成骨能力，這種材料在需要生物成像和骨修復的生物醫學應用方面具有巨大潛力；Cai 等[74]設計了一種由 rhBMP-2、搭載抗生素的 nHA 以及藻酸鹽/明膠凝膠組成的多功能生物材料，這種材料具有抗菌、減輕炎癥、增強新骨和血管形成的功能；向生物活性玻璃體系中添加銀離子、銅離子和鍶離子可以使其具有殺菌功能[75]；通過載藥體系，甚至可以使材料具備抗癌能力[76]。而就目前來講，添加活性因子是一種切實可行的實現骨修復材料多功能化的方法。
3.2.2 添加活性因子
骨修復材料已經由惰性材料發展至具有一定成骨能力的活性材料。為了進一步提高材料的生物活性和成骨能力，研究者開始將生物活性分子結合于材料表面。在生物活性分子中，與具有較長氨基酸序列的活性蛋白相比，成骨相關多肽因合成成本低、穩定性強，更適合與材料結合用于骨修復 [77]。通常可利用非共價與共價兩種方式將成骨相關多肽結合于材料表面。由于非共價作用力較弱，成骨相關多肽往往不能與材料有效結合，而且會在初始階段引發爆釋，所以多肽的作用不能得到明顯發揮[78]。而共價方式則有效地提高了多肽與材料之間的作用力，延長了植入體內后的相互作用時間，可控制分子取向，使功能化表面具有較高的穩定性，更有利于多肽在體內緩慢釋放，從而有利于多肽作用的發揮[79]。
但是，已有研究表明通過共價方式將活性分子結合到材料上會在一定程度上影響材料活性[80]，不同的共價結合對生物分子活性的影響也可能不同[81]。目前的研究大多只是指出所研究的共價結合可能會對生物分子活性造成影響，缺乏揭示共價結合對生物分子活性影響規律的系統研究。
將骨生長因子與膠原結合結構域（collagen-binding domain，CBD）組合，制成可特異性結合膠原的融合蛋白，是近年來新興的一種用于開發基于膠原的骨修復材料的方法。這種方法為生長因子提供了合適的遞送載體，使其能在骨缺損部位持續穩定釋放，且不會改變生長因子的天然生物活性。大鼠體內實驗表明，與植入 DBM 同時施用相同濃度的 bFGF 相比，搭載 CBD-bFGF 的 DBM 可加速大鼠股骨缺損處的新骨形成[82]。
3.3 優化結構
大段骨缺損的修復效果往往取決于骨修復材料的結構。因為材料結構，特別是材料表面結構，會影響細胞接種效率、細胞反應、血管生成以及最終的骨形成。結構參數包括孔徑和孔隙率、孔隙形狀和纖維取向和表面性質等。例如，小孔有利于細胞接種，但限制細胞活力、細胞增殖和分化；孔徑的幾何形狀影響細胞的排列和再生骨的結構[83]。因此，許多研究者探究了不同的材料組合、制備方法、制備工藝，以優化材料結構，進而獲得更優的性能。
新的制備方法不斷被開發，其中 3D 打印是當前的研究熱點。傳統的骨組織工程支架材料僅是對天然骨化學組成的簡單模仿，并未再現天然骨組織多級結構。與傳統支架加工工藝相比，3D 生物打印技術不僅可以提供定制化的材料外部結構，還可以控制支架內部微結構，為多級多尺度復雜組織的重建提供了可能。這種便捷地制備形狀可控的多孔支架材料的技術，已被廣泛應用于生物材料和骨組織工程領域[84-86]。3D 打印支架具有多孔結構，將材料植入缺損部位后，營養物質和細胞會沿著孔向內滲入支架內部，進而有利于骨組織向內長入，最終促進骨缺損的修復[85]。3D 打印的主要局限在于打印分辨率不足以實現理想微結構的打印，低溫 3D 打印技術或許是解決這一局限性的有效手段[87]。
運用仿生學原理和納米自組裝技術模仿天然骨的成分及結構特征，也是目前骨修復材料研究的前沿課題。Liu 等[88]提出改良的“自下而上”仿生礦化法制備三維拓撲結構的纖維內礦化膠原（hierarchical intrafibrillarly-mineralized collagen，HIMC）。實驗結果表明，仿生合成的 HIMC 支架材料具有與天然骨極其相似的納米結構，能夠更好地促進干細胞在支架材料表面的黏附、增殖與礦化，且具有與天然骨類似的應力分散能力及降解速率；體內研究表明在 HIMC 支架材料引導下生成的新骨量更多，分布更廣，尤其是新生骨膠原與天然骨膠原的排列及機械性能一致。
“功能梯度材料”這個概念也引起了骨修復材料領域的關注。功能梯度材料的組成、微觀結構以及相關特性可以在空間上有所變化，而人體骨骼本身就可以被認為是分級材料，因此功能梯度材料可能是骨科移植物的理想候選者，因為功能梯度可以被設計成模仿原始骨組織的性質。使用功能梯度材料有望降低應力屏蔽效應以及骨-種植體結合界面處的有害剪切應力[89]。
除了對材料的整體結構優化，作為直接與人體組織接觸的材料表面，對其進行優化也是提升材料性能的一個重要手段。表面改性是一種目前常用的對材料表面結構與功能進行優化的方法。骨修復材料表面改性可改善材料表面的物理化學性質、增強細胞在材料表面的黏附和與材料表面的相互作用，從而有效提高骨修復材料的細胞相容性[90-91]。目前常用的表面改性方法有表面涂層、接枝、等離子體改性等。但是表面涂層容易剝落，接枝改性過程繁瑣，等離子體處理則由于等離子體侵入深度有限而受到限制[92]，為此，下一步應著眼于研究更簡單有效的表面改性方法。
通過表面改性方法以及一些特殊的制備工藝，即可實現材料表面的圖案化，近年來研究者對圖案化應用于骨修復領域也進行了探索。如 Sankar 等[93]制備了微圖案化的 SU-8 納米纖維，發現圖案化的表面誘導了 MSCs 的成骨分化，同時細胞會沿著圖案分層和旋轉，類似于體內各向異性多層骨組織結構。除了成骨相關細胞，巨噬細胞的行為也會受到材料表面圖案化的影響。在圖案化的鈦表面巨噬細胞傾向于 M2 極化，而傳統鈦涂層上的巨噬細胞表現出更高的 M1 極化，這種 M2 極化的傾向導致材料表面上骨誘導性細胞因子的上調，從而提供了有利的成骨微環境。因此，材料表面圖案化可能是賦予植入材料良好的骨免疫調節性質的潛在方法[94]。
目前研究常用的骨修復材料結構改良方法昂貴且耗時。因此，Boccaccio 等[95]提出了一種算法，將支架的參數有限元模型與數值優化方法和計算力學調節模型相結合，用于預測最佳的骨修復支架微觀結構。
4 展望
骨修復材料是修復人體骨組織缺損高效可行的方法，但目前尚無完全符合要求的骨修復材料，特別是用于大段骨缺損修復的材料。主要存在以下問題：① 骨組織修復過程中血運重建緩慢，因此有必要開發新的加快血管化的方法；② 骨修復材料與自體骨組織的整合也存在問題，表面優化和載藥控釋或許是可行的解決手段；③ 目前許多研究忽略了免疫細胞和破骨細胞的重要性，理想的骨修復材料應同時具備促進成骨向分化、抑制破骨細胞以及調節巨噬細胞的功能；④ 材料降解速率與組織生長速率不夠匹配，需要系統研究體內生物力學環境下材料結構和力學性能變化，材料降解以及骨組織再生之間的關系規律，以優化骨修復材料。隨著對成骨機制研究的深入、生物材料領域的不斷發展以及材料科學技術的進步，有望研制出符合人體骨修復要求的理想材料。
