吴民行，谢玉芬，翟智皓，英启炜，廖建国

(河南理工大学材料科学与工程学院,环境友好型无机材料河南省重点实验室培育基地,焦作 454000)

1 引 言

人口老龄化，创伤以及骨科疾病等发病率的持续增加，对骨修复材料的需求也不断增长[1]。传统治疗方法，如自体骨移植由于来源有限，并且易造成取骨部位感染，异体骨移植由于免疫排斥反应、病毒传播以及医学伦理等问题，其应用亦受到限制了。因此，人工骨修复材料的研究和开发一直成为国内外热点。

生物活性玻璃(Bioactive Glasses，BG)是一种拥有特殊组成、良好的生物相容性和生物活性，并在一定程度上可降解的骨组织修复材料[2]。当BG植入人体后，能与体液进行离子交换，在其表面形成与自然骨相似的磷灰石(HA)层，进而与骨表面形成坚固的化学键合，诱导骨组织再生；另外，BG释放的不同离子，如硅(Si)、钙(Ca)等离子，能够在基因水平上调节成骨相关细胞，加快新骨的生长，动物体内实验表明，BG不会导致局部或系统性毒性、免疫或炎症反应[3]。根据植入体内后材料与生物体的结合情况，将人工骨修复材料分为两大类：第一类材料具有支撑骨与骨激发作用，能在植入材料与骨界面上引起细胞内外的生物学反应；第二类材料仅具有骨传导性，即只引起细胞外反应。生物活性玻璃由于具有骨激发作用而属于第一类生物材料[4]。

本文综述了近些年BG及其复合材料用于人体硬组织修复材料的制备技术、性能等方面的研究进展。

2 BG的制备方法

目前制备生物玻璃的方法有熔融法、溶胶凝胶法和模板法等。

2.1 熔融法

熔融法制备的BG通常属于第二代生物材料，其制备工艺与普通玻璃类似：先将原料粉体按照比例均匀混合，在1300～1500 ℃熔融，然后将高温熔体急冷，得到BG[5]。

熔融法制备BG在化学成份上有严格的要求。以硅酸盐体系BG为例，该体系一般为CaO-P2O5-SiO2三元系统，也可掺入一定量的钠、镁、锶等元素形成多元系统，其中SiO2和CaO两种氧化物的含量大于 70 wt%[6]。

熔融法制备的45S5 生物玻璃具有良好的生物活性、生物相容性以及优良的骨修复性能，其制品已在整形外科与牙科等临床中得到应用，如中耳骨、牙周缺损修复以及牙槽脊增高等，取得了良好的治疗效果[5]。

但是，熔融法制备的BG 存在因混料不均、分相等引起成分不均匀，碱金属在高温下易腐蚀坩锅，造成BG被污染，研磨、过筛工艺会使杂质掺入，研磨后颗粒形貌不规则、粒度不均匀，离子释放与降解速度难以控制，影响新生骨组织的长入。此外，熔融法还存在能耗较大的问题[7]。

2.2 溶胶-凝胶法(Sol-gel)

Sol-gel工艺是一种常温或低热条件下制备材料的方法，该法制备的材料具有大量的微孔结构。为了解决熔融法BG的不足(如混料不均匀等)，上世纪 90 年代，Hench等[8]以正硅酸乙酯(Si源)、磷酸三乙酯(P源)以及硝酸钙(Ca源)等作为前驱体，在酸性催化剂作用下，原料被催化水解形成溶胶，静置、陈化后得到凝胶，在低于800 ℃的温度下制备出 CaO-P2O5-SiO2三元系统BG。

1991年，Li等[9]首次通过Sol-gel工艺获得由纳米球形粒子堆积成的、直径为2～50 nm的纳米BG，颗粒经过堆积形成大量的纳米孔隙。与传统BG比较，纳米BG具有更高的比表面积、生物活性和降解率，且抗菌、载药等性能良好。

Sol-gel法制备的BG中存在微纳米孔结构存在使其具有更大的比表面积、更快HA形成速度、更高的生物活性[10]。对其微球堆积模型及孔隙结构分析，推测Sol-gel 法制备的BG可能排列模型(如图1)[11]：先由3.1 nm 左右的一级球形粒子经过堆积，形成10 nm左右地二级球形粒子，再由二级球形粒子堆积形成更大的三级球形颗粒，颗粒按 ABAB…方式堆积排列。

图1 Sol-gel BG显微结构的纳米球排列模型(a)和结构示意图(b，c) Fig.1 Nanosphere arranging model (a) and structural diagram (b,c) of sol-gel bioactive glass microstructure

通常，BG的降解速度主要取决于其化学组成和微结构，并与材料的形态、结晶度、尺寸大小、各组分的含量等密切相关。Sol-gel法制备的BG比表面积高并含有大量的微孔，有利于BG网络中的离子释放，表现出比熔融法BG更高的降解速度[12]。在化学组成不变的条件下，可通过调节Sol-gel法 BG的表面微纳米结构孔隙度、结晶度、形态、尺寸大小等来控制其降解速度以及离子释放行为。

陈晓峰等[13]通过Sol-gel和湿法研磨工艺制备了粒径分布在1 μm以下的BG超细粉体，并对研磨前后粉体进行了表征与对比分析，结果表明：在模拟体液(SBF)中两种粉体表面都生成了碳酸羟基磷灰石(CHA)，并且经湿法研磨后BG超细粉体的生物矿化速度显著提高；在相同浸泡时间，超细粉体浸泡液的pH值低于研磨前颗粒，这有利于提高材料的生物活性，也有利于对材料的表面修饰、药物及生长因子的装载控制以及有利于骨的再生[14]。

虽然Sol-gel法获得的BG存在大量纳米级颗粒，由于这些颗粒处于团聚状态，很难分散；虽然后期经过研磨、筛分方法进行处理，但是仍难获得形貌规整、颗粒尺寸均匀的微纳米级BG[15-16]。

9.坏死性肠炎。痢停150 kg水/袋+感康(黄连、黄芩、黄柏提取物等)150 kg水/袋，上午饮用，菌必康(氨苄、头孢等)饮水75 kg水/袋，下午饮用，连用3～5 d，效果良好。

2.3 模板法

图2 Sol-gel法和模板法BG孔结构的比较 Fig.2 Schematic representation comparing the mesoscale of sol-gel glasses and template glasses

为了解决BG尺度、形态不可控的问题，一种制备BG材料的新方法-模板法被广泛应用，该法以胶体化学、有机化学为基础，通过模板自组装技术结合Sol-gel法发展起来的；将自身具有特定结构或形态，或通过自组装能形成特定形态结构的表面活性剂作为结构导向剂或形态模板剂，引入到反应体系中，无机前驱体聚合构成玻璃网络结构，无机物前驱体和表面活性剂构成胶束，从而在分子水平上自组装成具有特定形貌的有机-无机复合聚集体，当溶剂蒸发，表面活性剂-无机前驱体形成的自组装聚集体浓度随之增大，最后，通过高温热处理得到具有特定尺度或形貌的BG材料[17-20]。

Yun等[21]分别以表面活性剂 F127和P123 为模板剂制备出具有笼状立方结构或二维六方结构的介孔生物玻璃(MBG)。Vallet-Regi课题组[22]使用P123为模板剂在与Yun等同样的合成条件得到的是双连续3D立方结构，此外，并且改变Si/Ca比可使结构从三维立方转变为二维六方结构，但化学性质却发生变化。Eswaramoorthy等[23]选用P123和纳米碳球为模板剂合成出孔径可控的MBG，其孔径大小为1.9～6.4 nm，生物活性随着孔径的增大而增强。

模板法制备的BG具有尺寸2～50 nm的有序孔结构，孔道间为无定形的SiO2孔壁，孔道具有类似于晶体中原子周期性排列的晶格结构[24]。虽然，Sol-gel法制备的BG也具有大量介孔孔隙，但多为无序孔，两者的孔结构差别如图2所示[25]，即二者的差别主要体现在介孔排列的规整度上。

3 BG多孔支架的制备

理想的骨组织修复支架材料应具备三维立体多孔结构，因为该结构既有利于细胞外基质沉积、细胞粘附、增殖、营养和氧气进入及代谢产物排出，又促进血管和神经的长入[26]，近几年以BG为原料制备多孔支架材料已有大量的报道；多孔支架材料的常用制备方法有有机泡沫浸渍法、发泡法等[27]。

3.1 有机泡沫浸渍法

有机泡沫浸渍法是将BG浆料在有机泡沫体的开孔三维网状骨架结构上均匀涂覆，经干燥后、高温除去泡沫体而获得多孔陶瓷支架材料，支架的孔尺寸主要取决于泡沫体的孔尺寸，孔隙率可达70～90%。

陈晓峰等[28]选用58S BG粉体为原料，利用预先处理过的聚氨酯泡沫作为模板，制备了一种孔隙率高、贯通性好、孔径可控的BG多孔支架，该支架浸料一次所得其显气孔率为93%左右，浸料二次80%左右；在SBF溶液中浸泡时，支架表面最初形成的颗粒状钙磷化合物逐渐矿化生成叶片状 CHA层，表明该支架具有较好的生物矿化性能和生物活性。该方法不仅制备工艺简单，得到的多孔材料孔隙率高，且孔径大小易调控，具有开孔三维网状骨架结构，能较好地满足骨组织工程支架对多孔结构的要求，因而得到广泛地研究与应用[29]，但该法也存在有机泡沫体中添加剂的残留问题。

3.2 发泡法

吴莹莹等[32]分别采用气相和液相发泡法制备了可注射的多孔硼酸盐生物玻璃基骨水泥(BBGC)；结果表明：两种方法制备的BBGC都具有优异的可注射性能，注射率可达90%；但液相法制备的BBGC在抗压强度和抗溃散性方面都优于气相法，其抗压强度可达4.28±1.05 MPa；气相发泡法制备的 BBGC 开口孔隙率达40%，高于液相发泡法的27%。两种发泡方法制备的BBGC均能矿化生成HA，但气相发泡法制备的BBGC矿化性能优于液相法。Wu等[33]采用45S5为原料制备的孔隙率为70%、孔径为300～400 μm的多孔BG支架，在体外SBF浸泡试验中，表面出现的CHA能显著提高成骨细胞活性；CHA表面负载蛋白和生长因子，在体内可促进新骨生成。

总体上，两种发泡法都具有制备简单、可操作性强的优点，并且在磷酸钙骨水泥中都有一定的应用；液相法制备的骨水泥孔径和孔隙分布均匀、强度高，而气相发泡法制备的骨水泥孔隙连通性好[34-36]。

4 掺杂BG

BG中除Si、Ca、P、Na等元素外，一些其它离子及其氧化物在添加到BG中后同样能够在组织修复能力上起到积极的作用，不仅对人体无害，而且能够促进骨生长。

4.1 金属元素的掺杂

赵大洲等[37]研究了稀土元素(Eu)掺杂的球状介孔生物玻璃(Eu3+-SMBGs)对布洛芬(IBU)模型药物分子的装载和释放能力，结果表明：Eu3+-SMBGs具有球状形貌和多孔结构，粒径约为80 μm，在紫外灯照射下呈现强的红光；同时，球状Eu3+-SMBGs具有可观的载药量和良好的药物缓释性能。

胡庆等[38]将一定量的锶离子(Sr2+)取代 Ca2+，制备出规则的单分散球形Sr-BG，其晶相结构、颗粒大小以及化学组成没有显著的变化；将不同Sr2+掺量的Sr-BG微球浸提液与人牙髓细胞共培养一段时间，发现Sr2+的浓度对细胞增殖和分化有一定影响，掺入6mol% Sr2+呈现出更好的细胞增殖、分化及矿化能力，但当Sr2+掺入15 mol%时，其细胞增殖、分化均受到一定限制，出现了回落现象。

贺金晶等[39]首先釆用Sol-gel法结合溶剂蒸发诱导自组装技术(ELSA)法合成MBG，然后，通过CuO部分取代CaO-SiO2体系中CaO的方法将Cu引入MBG体系得到含Cu介孔生物玻璃(xCu-MBG；x=0，2，5)，Cu2+掺杂一定程度上影响了介孔的形成，随着Cu2+取代Ca2+的比例增加，虽然仍保持较高的比表面积，但比表面积和孔容却呈下降趋势；通过浸提液细胞培养实验显示xCu-MBG无明显的细胞毒性。

4.2 氧化物的掺杂

杜瑞林等[40]通过Sol-gel法将Na2O、MgO、ZnO、TiO2掺入58S BG中，XRD结果表明随着Na2O、MgO、ZnO 的掺入，样品的主相仍为玻璃相，但 X射线衍射(XRD) 图中出现了低强度衍射峰，说明出现了结晶现象，Na2O和ZnO对玻璃结晶的影响较大，其衍射峰强度比掺MgO的要高；TiO2掺入不促进玻璃的析晶，在掺TiO2样品的XRD图谱中，没有检测到明显的衍射峰，其仍为玻璃态。

Arcos等[41]提出，在 CaO-SiO2-P2O5系BG中，可溶性正硅酸(Si(OH)4)释放活化能的大小是决定其生物活性的关键，Si(OH)4释放活化能低于0.62 eV 的BG都会表现出生物活性。杜瑞林等[40]实验结果表明，掺量同为6 mol%的情况下，不同掺杂氧化物(含钠(58S6N)、含镁(58S6M)、含锌(58S6Z)、含钛(58S6T)对58S性能影响的程度也不相同，其中Si4+离子释放活化能顺序为：58S6N<58S<58S6M<58S6T<58S6Z；生物活性顺序为：58S6N>58S>58S6M﹥58S6T>58S6Z；降解速度顺序为：58S6N>58S>58S6M>58S6T>58S6Z。总体来讲，ZnO对BG的影响是最大的。

5 BG复合材料

为了克服BG在机械性能等方面的缺陷，人们将BG与其它材料进行复合，制备出具有一定机械强度，且生物相容性和生物活性良好的BG复合材料。

5.1 BG与聚合物复合

虽然BG具有良好的生物相容性和生物活性，但是其脆性大，而高分子材料具有良好的抗弯强度及抗拉强度，将其与BG复合后，既能保持两者的优良性能，又能综合两种不同体系的优点。

Lee等[42]采用静电纺丝技术将 58SiO2-38CaO-P2O5系BG制备成直径约为320 nm 的纤维(FBG)，然后将其与Ⅰ型胶原(Col Ⅰ)复合，制备出FBG/Col Ⅰ复合生物材料；在SBF中浸泡一段时间后，能短时间内便生成HA沉积在材料表面，表明该复合材料具有良好的生物活性。Hautamäk等[43-44]先将聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)与E玻纤进行复合，制备具有多孔结构的复合材料，然后将S53P4 BG粉末(粒径315～500 μm)引入到复合材料的表面孔隙中，制备出BG/PMMA 纤维增强型复合生物材料，将该复合材料植入动物骨缺损处发现其能促进骨再生，具有良好的生物相容性和生物活性。

贺强等[45]发现将BG与PMMA及壳聚糖(CS)复合制备得到的 PMMA/BG/CS 复合材料浸泡在SBF中在短期内表面即有HA沉积，将其与成骨细胞共培养后可加速细胞的增殖、分化；动物实验表明，该复合材料在体内能降解，并可诱导骨长入。张翠华等[46]引入聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚乙二醇(PEG)和聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)为聚合物致孔剂，并结合溶胶-凝胶、静电纺丝和高温碳化等工艺制备了BG掺杂多孔碳纳米纤维(PCNF/BG)；通过细胞实验表明，PCNF/BG能促进细胞的贴附、増殖、分化，因而具有良好的生物相容性和诱导成骨分化的能力。

5.2 BG与HA复合

HA有良好的生物相容性及骨传导性，在天然骨组织中占较大的比重，但由于人工合成HA陶瓷结构致密导致力学性能与正常骨组织不匹配，这限制了其应用范围；BG在生物相容性和诱导成骨的能力上与HA相差不大，但是生物玻璃的机械强度低，只能用于承力不大的体位，如耳小骨、指骨等的修复。因此将BG与HA复合可制备出性能更好的骨修复材料。

Kim等[47]利用热压技术在700～800 ℃制备出BG/HA复合生物材料，与纯HA陶瓷及液相烧结法制备的BG/HA复合材料相比，其抗弯强度达到60 MPa，SBF浸泡后表明，热压技术制备的BG/HA能够激活成骨细胞，具有良好的生物活性。

陈欣欣等[48]将磷灰石-硅灰石生物活性玻璃陶瓷 (AW-BGC)分别与不同质量百分数(CSH分别占 50%、40%、30%、20%)的医用硫酸钙(CSH)进行复合制备出具有优良三维立体多孔结构的磷灰石-硅灰石-硫酸钙(AW-BGC-CSH)复合材料，实验表明，该复合材料最高固化温度为36.4 ℃，最高抗压强度为9.3 MPa，且在3～5 min内塑性可保持不变，具有良好的生物相容性，有利于成骨细胞的粘附、增殖，能提高碱性磷酸酶(ALP)活性和微量蛋白的含量。

5.3 BG与金属材料复合

金属植入物机械强度高，成骨活性低，在体内不能促进骨缺损修复。此外，金属植入材料在体内会被磨损及腐蚀，金属离子进入到周围组织中，可能导致植入体松动以及组织发炎。将金属植入物与BG复合，能够在保持高机械强度的同时，又能提高金属植入物的抗磨损和腐蚀性能[49]，且具备一定的生物活性。

Fathi等[50]采用Sol-gel法将BG涂覆在316L不锈钢表面，在SBF中浸泡一个月后可观察到表面有HA沉积，与无涂覆钢相比，其抗腐蚀能力明显提高。Mehdikhani Nahrkhalaji等[51]将PLGA (聚乳酸-羟基乙酸共聚物)- BG- HA复合材料(PBGHA)采用溶剂浇铸工艺涂覆在克氏针(K线)不锈钢表面，结果表明，该涂层不仅为脂肪干细胞附着和生长提供了理想的表面，而且具有诱导抗菌活性的功能。

Luo等[52]在1100～1200 ℃将硼酸盐BG与AgO复合制备了硼酸盐BG涂层材料，该材料中Ag的含量为1.0wt%可抑制细菌活性，提高Ti等骨科金属植入物的生物活性，但Ag含量达2.0wt%时该涂层材料具有毒性。杜瑞林等[53]利用喷砂喷涂烧结法制备了BG-HA涂层钛合金(Ti6Al4V)材料，将其植入动物体内后，显示出较好的生物相容性，与骨接合良好，并且没有导致炎症和脱落。

6 展 望

BG经过了几十年的发展，在临床主要用于牙科和整形外科，尚不能完全满足实际应用的需求。目前仍存在的问题有：BG中Si含量占较大的比重，Si在体内代谢途径尚不完全明确，且其代谢机理目前仍不很很清楚，即便BG在体内植入较长时间，也最终不能完全转化成人体骨组织成分[54]；BG纳米颗粒由于较高的降解性，释放的Si和Ca等离子浓度如果过高，可能不利于成骨细胞增殖、分化等正常行为，因此控制其降解速率是未来需要重点研究的问题。BG的机械强度较低，脆性较大，尤其是抗弯强度较差，不能满足人体骨骼的强度需求，在制备BG过程应考虑其机械强度，优化合成工艺制备符合人体需求的块状BG也是未来研究的重点内容。随着时间延长，BG的溶解性可能也会增加，如何提高其再矿化产物的耐酸性和抗溶解性，使其具有持久的抗敏效果，这需要更深入的研究。复合型BG、掺杂型BG、以及生物芯片玻璃等材料将成为重点研究对象；纳米级的介孔BG具有大的比表面积，以及较大孔径，利于吸附药物；可控型纳米BG的形貌以及粒径大小也是BG材料的今后发展方向；可注射BG材料由于能够实现微创治疗，可以免去大面积的手术，减轻患者的病痛，减轻患者的经济负担，也将成为很多研究人员关注的方向。