謝建平，徐云瑩，李開南

(1.成都大學(xué) 機(jī)械工程學(xué)院,四川 成都 610106；2.成都大學(xué) 附屬醫(yī)院,四川 成都 610106)

0 引 言

目前由創(chuàng)傷、感染、惡性腫瘤和先天性疾病等因素所導(dǎo)致的骨缺損仍然是臨床常見且較難解決的問題之一[1].骨腫瘤、骨感染以及先天性骨病等手術(shù)后常常面臨大段骨缺損的修復(fù)和重建[2].植骨是治療骨缺損的有效手段，大段骨缺損不僅需要的植骨量大而且療效不佳，小段骨缺損(<5 cm)治療多采用自體骨移植，但其應(yīng)用常受到供區(qū)骨量有限和導(dǎo)致醫(yī)源性損傷的影響，同時(shí)，供區(qū)新的骨缺損還會(huì)出現(xiàn)持續(xù)疼痛、血腫、出血及感染等，因而臨床應(yīng)用仍有局限[3-4].對(duì)此，科研人員開發(fā)了一些人工骨修復(fù)材料，主要包括鈣磷基材料、生物玻璃以及膠原等，雖然這些材料具有一定的引導(dǎo)骨組織生長(zhǎng)和新骨沉積的作用，但與自體骨相比，仍然存在諸如生物活性不足、骨折不愈合、成骨量有限、材料降解速度與組織生長(zhǎng)不匹配等問題，臨床療效不盡如人意[1,5-7].基于上述植骨材料在臨床使用中的局限性，研究具備成骨性能的新型生物活性骨修復(fù)材料是目前骨組織工程領(lǐng)域研究的熱點(diǎn)和重點(diǎn)之一[8-9].

在眾多材料中，生物活性壓電陶瓷因有與骨相似的壓電效應(yīng)且展現(xiàn)出良好的生物學(xué)性能而倍受研究者的青睞.材料的生物學(xué)性能取決于它能夠模擬微環(huán)境并傳遞刺激細(xì)胞反應(yīng)的信號(hào)的程度，生物電信號(hào)、內(nèi)源性電場(chǎng)和外部電刺激在調(diào)節(jié)細(xì)胞行為和促進(jìn)骨修復(fù)方面起著至關(guān)重要的作用.壓電陶瓷能夠在不需要外部刺激裝置的情況下傳遞這些電信號(hào)，并能夠增強(qiáng)生理電環(huán)境以刺激修復(fù)，降低了肌體免疫的概率，增強(qiáng)了植入材料的相容性，是一種很有前景的骨修復(fù)材料.本文就生物活性壓電陶瓷在植骨材料的相關(guān)研究進(jìn)展做一綜述.

1 骨的壓電效應(yīng)及其骨修復(fù)機(jī)制

壓電效應(yīng)是指某些電介質(zhì)在沿一定方向上受到外力的作用而變形時(shí)，其內(nèi)部會(huì)產(chǎn)生極化現(xiàn)象，同時(shí)在它的兩個(gè)相對(duì)表面上出現(xiàn)正負(fù)相反的電荷，當(dāng)外力去掉后，它又會(huì)恢復(fù)到不帶電的狀態(tài)，這種現(xiàn)象稱為正壓電效應(yīng).當(dāng)作用力的方向改變時(shí)，電荷的極性也隨之改變.相反，當(dāng)在電介質(zhì)的極化方向上施加電場(chǎng)，這些電介質(zhì)也會(huì)發(fā)生變形，電場(chǎng)去掉后，電介質(zhì)的變形隨之消失，這種現(xiàn)象稱為逆壓電效應(yīng).

1957年，F(xiàn)ukada等[10]從人和牛的股骨上切下標(biāo)本，并通過(guò)加熱完全干燥并測(cè)量其壓電常數(shù)，觀察到壓電效應(yīng)只有在對(duì)膠原纖維施加剪切力以使其滑過(guò)其他部位時(shí)才會(huì)出現(xiàn).在熱水中煮沸并隨后完全干燥的樣品在壓電效應(yīng)上幾乎沒有變化，這一事實(shí)確定了該效應(yīng)不是生物體產(chǎn)生的，他們將骨中壓電性的起源歸因于膠原分子中結(jié)晶膠束的壓電效應(yīng).自此以后，對(duì)骨的壓電效應(yīng)研究越來(lái)越深入.

在日常生活中，活骨由于其定向的超微結(jié)構(gòu)而經(jīng)歷多方面的機(jī)械負(fù)荷.由于骨骼的壓電特性，機(jī)械負(fù)載導(dǎo)致電荷的產(chǎn)生，壓縮應(yīng)力和拉伸應(yīng)力分別在生理應(yīng)力區(qū)附近產(chǎn)生負(fù)電荷和正電荷.帶負(fù)電的區(qū)域促進(jìn)成骨細(xì)胞的活動(dòng)，這使得骨沉積在其附近，另一方面，由帶正電的區(qū)域使骨骼趨向解吸，整個(gè)現(xiàn)象是骨骼壓電性的結(jié)果.Fabian等[11]指出，骨骼在壓力下產(chǎn)生電力，這種機(jī)電行為被認(rèn)為是骨骼自我修復(fù)和重塑的必要條件，其起源是由于骨骼的主要結(jié)構(gòu)蛋白膠原蛋白的壓電效應(yīng).理論上，任何材料都可以產(chǎn)生響應(yīng)應(yīng)變梯度的電壓，這要?dú)w功于被稱為柔電的特性.他們還測(cè)量了骨骼和純骨礦物(羥基磷灰石)的撓曲電，發(fā)現(xiàn)兩者具有相同的數(shù)量級(jí)，定量相似性表明，羥基磷灰石彎曲電流是皮質(zhì)骨彎曲誘導(dǎo)極化的主要來(lái)源.此外，還利用測(cè)得的撓曲電系數(shù)計(jì)算了骨礦物裂紋產(chǎn)生的撓曲電場(chǎng)，強(qiáng)度在裂紋尖端周圍40 μm范圍內(nèi)超過(guò)5 kV/m，就可以誘導(dǎo)骨細(xì)胞凋亡，并且啟動(dòng)裂紋愈合過(guò)程，損傷中心提供強(qiáng)大的電信號(hào)來(lái)刺激骨修復(fù)，從而體現(xiàn)了撓曲電在骨修復(fù)和重塑中的中心作用.膠原纖維響應(yīng)于內(nèi)部或外部機(jī)械刺激的相對(duì)運(yùn)動(dòng)，同時(shí)，骨骼中的壓電系數(shù)值與機(jī)械刺激方向和骨軸形成的夾角有關(guān).據(jù)報(bào)道，壓電系數(shù)的最高值是骨軸和機(jī)械方向之間的角度刺激到45°，并且，由于機(jī)械變形而在骨中誘發(fā)的正或負(fù)電勢(shì)與變形的程度和速率成比例[10].

2 幾類主要壓電陶瓷植骨材料

壓電陶瓷按是否含鉛，主要分為鉛基壓電陶瓷和無(wú)鉛壓電陶瓷，作為人體骨植入材料，鉛基壓電陶瓷自然排除在外.無(wú)鉛壓電陶瓷主要有鈣鈦礦結(jié)構(gòu)、鎢青銅結(jié)構(gòu)和鉍層狀結(jié)構(gòu)3個(gè)體系.鈣鈦礦結(jié)構(gòu)名字來(lái)源于鈦酸鈣(CaTiO3)這種礦物的結(jié)構(gòu)，其化學(xué)通式為ABO3，許多重要的壓電陶瓷都是以鈣鈦礦結(jié)構(gòu)存在，主要包括鈦酸鋇(BaTiO3)基(BT基)無(wú)鉛壓電陶瓷、鈦酸鉍鈉[(Bi0.5Na0.5)TiO3]基(BNT基)無(wú)鉛壓電陶瓷和堿金屬鈮酸鉀鈉[(K，Na)NbO3]基(KNN基)無(wú)鉛壓電陶瓷.鎢青銅結(jié)構(gòu)的無(wú)鉛壓電陶瓷晶體結(jié)構(gòu)與鈣鈦礦結(jié)構(gòu)類似，主要包括以鈮酸鍶鋇(Sr1-xBaxNb2O6)系和鈮酸鋇鈉(NaBa2Nb5O15)系為代表的無(wú)鉛壓電陶瓷.鉍層狀壓電陶瓷為具有層狀結(jié)構(gòu)的化合物，是由鉍層狀結(jié)構(gòu)化合物層和鈣鈦礦結(jié)構(gòu)的晶格層穿插交疊而成，主要包括以鈦酸鉍(Bi4Ti3O12)、鈦酸鉍鈣(CaBi4Ti4O15)和鈦酸鉍鍶(SrBi4Ti4O15)為代表的鉍層狀結(jié)構(gòu)無(wú)鉛壓電陶瓷.其中，BaTiO3因具有較好的生物相容性和壓電性，在研究中使用較為廣泛，研究也較為深入.

2.1 CaTiO3

CaTiO3作為初期鐵電體，其生物相容性在實(shí)驗(yàn)中有著良好表現(xiàn).王梓力等[12]將鈦板、羥基磷灰石涂層鈦板和納米CaTiO3涂層鈦板分為鈦板組、涂層組和納米組，將各組材料與成骨細(xì)胞(MC3T3-E1)共培養(yǎng)，通過(guò)免疫熒光染色、四甲基偶氮唑鹽微量酶反應(yīng)比色法(MTT法)、堿性磷酸酶(ALP)含量測(cè)定評(píng)估材料表面細(xì)胞的存活、增殖及分化情況，觀察到涂層組、納米組比鈦板組有更多的活細(xì)胞數(shù)量和更高的MTT值與ALP含量.這顯示出納米CaTiO3涂層材料有良好的生物相容性.Wiff等[13]也驗(yàn)證了CaTiO3涂層在形成仿生磷酸鈣層方面改善了Ti和Ti6Al4V合金的生物相容性.另外，可以通過(guò)施加外部電場(chǎng)來(lái)增強(qiáng)骨骼愈合，CaTiO3涂層也會(huì)對(duì)影響植入物的導(dǎo)電率來(lái)影響骨組織復(fù)合.Mallik等[14]采用多級(jí)火花等離子體燒結(jié)羥基磷灰石(HA)-80鈦酸鈣(CaTiO3)復(fù)合材料和純HA.HA-80CaTiO3的掃描電子顯微鏡(SEM)微觀結(jié)構(gòu)圖如圖1所示，它們的導(dǎo)電性能差異很大(相差14個(gè)數(shù)量級(jí)).通過(guò)在1、4和12周的不同時(shí)間段內(nèi)植入兔的圓柱形股骨缺損中，如圖2所示,以此來(lái)評(píng)估骨再生的能力.組織學(xué)結(jié)果的整體評(píng)估表明，HA-80CaTiO3周圍的骨缺損的逐漸愈合效果更好，從組織學(xué)上講比純HA高140%左右.

圖1 HA-80CaTiO3的SEM微觀結(jié)構(gòu)圖

圖2 HA-80CaTiO3植入兔的圓柱形股骨缺損示意圖

CaTiO3與HA和磷酸三鈣(TCP)的復(fù)合材料也被認(rèn)為是潛在的生物活性材料.Ergun等[15]在HA-CaTiO3和TCP-CaTiO3復(fù)合材料上的成骨行為表明，這兩種情況下黏附的細(xì)胞都比純HA高4.5倍.CaTiO3還能促進(jìn)細(xì)胞的擴(kuò)散，為細(xì)胞的增殖和生長(zhǎng)提供良好的表面條件.在這些復(fù)合材料中，TCP-CaTiO3中含有Ca9HPO4(PO4)5OH，最有利于成骨細(xì)胞黏附.

納米CaTiO3涂層材料其培養(yǎng)的細(xì)胞有更好的細(xì)胞結(jié)構(gòu)形態(tài)以及良好的生物相容性，CaTiO3涂層也會(huì)通過(guò)影響植入物的導(dǎo)電率來(lái)影響骨組織復(fù)合.上述實(shí)驗(yàn)都表明CaTiO3在骨再生和組織工程應(yīng)用方面具有潛力.

2.2 BaTiO3基無(wú)鉛壓電陶瓷

BaTiO3是一種著名的鐵電和壓電材料，現(xiàn)階段對(duì)BaTiO3壓電陶瓷的研究主要集中在以BT為基的二元或多元陶瓷體系.BaTiO3陶瓷是研究與發(fā)展得相當(dāng)成熟的無(wú)鉛壓電陶瓷材料，其具有高的介電常數(shù)、較大的機(jī)電藕合系數(shù)和壓電常數(shù)，中等的機(jī)械品質(zhì)因數(shù)和較小的介電損耗.

劉峙辰[16]的研究中，制備了純BaTiO3材料以及質(zhì)量比為9∶1的BaTiO3-HA復(fù)合材料,其中，成型的BaTiO3-HA(9∶1)復(fù)合材料如圖3所示.通過(guò)電場(chǎng)對(duì)兩種材料進(jìn)行極化處理，獲得具有不同材料學(xué)和電學(xué)屬性的3種材料，即A組(不帶電荷的BaTiO3-HA)、B組(帶電荷的BaTiO3-HA)、C組(帶電荷的純BaTiO3).對(duì)此3組材料進(jìn)行成骨細(xì)胞表面共培養(yǎng)，觀察和檢測(cè)實(shí)驗(yàn)結(jié)果后，得出BaTiO3-HA復(fù)合材料對(duì)成骨細(xì)胞的促進(jìn)作用主要來(lái)源于材料表面所攜帶的負(fù)電荷.其進(jìn)一步實(shí)驗(yàn)表明，電荷必須達(dá)到足夠數(shù)量才能夠發(fā)揮更好的促進(jìn)成骨細(xì)胞活性的功能.另外，其選用成年雄性新西蘭大白兔作為植入對(duì)象，根據(jù)植入材料是否帶電以及運(yùn)動(dòng)刺激的不同分為4個(gè)組，即A組(帶電荷+運(yùn)動(dòng)刺激組)、B組(不帶電荷+運(yùn)動(dòng)刺激組)、C組(帶電荷+非運(yùn)動(dòng)刺激組)、D組(不帶電荷+非運(yùn)動(dòng)刺激組).術(shù)后2周起，給予運(yùn)動(dòng)刺激組每天1次、每次持續(xù)30 min的運(yùn)動(dòng)刺激.分別于術(shù)后6周、12周取材觀察.最終得出BaTiO3-HA復(fù)合材料在運(yùn)動(dòng)刺激中產(chǎn)生的壓電效應(yīng)，能夠更好地促進(jìn)新骨生成，加速骨愈合.付春穎[17]把BaTiO3-HA多孔復(fù)合材料分為實(shí)驗(yàn)組極化材料和對(duì)照組未極化材料，然后在其上接種相同處理方式的細(xì)胞懸浮液.一段時(shí)間后觀察細(xì)胞形態(tài)和生長(zhǎng)情況，發(fā)現(xiàn)差別并不大.由上述兩個(gè)研究看出，細(xì)胞實(shí)驗(yàn)中雖然對(duì)材料極化，但不能提供有效運(yùn)動(dòng)刺激使其發(fā)揮壓電效應(yīng)，修復(fù)狀態(tài)并不明顯.但在臨床中，骨修復(fù)前期并不能提供有效運(yùn)動(dòng)刺激，這也為臨床使用大大增加了困難，也是科研人員需要解決的一個(gè)問題.

圖3 成型的BaTiO3-HA(9∶1)復(fù)合材料

BaTiO3有著較好的生物相容性，Shokrollahi等[18]采用冷鑄法制備了具有高壓電系數(shù)的多孔鈦酸鋇和納米鈣鈦礦(BT/nAK)壓電復(fù)合材料.在制備過(guò)程中，BT和nAK之間沒有發(fā)生可檢測(cè)的反應(yīng)，在固體負(fù)荷和冷卻速率恒定條件下，BT90/nAK10的d33值大于BT75/nAK25和BT60/nAK40，BT90/nAK10的d33值為4 pC/N.結(jié)果表明，隨著BT含量的增加，d33值增加，其氣孔是移植體和宿主骨之間同種異體骨移植的最佳部位，隨著nAK含量的增加，孔隙直徑減小.另外，間接細(xì)胞毒性結(jié)果表明，這些BT/nAK復(fù)合材料不存在任何細(xì)胞毒性作用，BT/nAK復(fù)合材料的密度、孔隙率和力學(xué)性能與海綿狀骨相似，是一種很好的骨替代材料.除了添加其他元素外，表面涂層也會(huì)對(duì)BaTiO3的力學(xué)性能和細(xì)胞黏附性有所影響.Ehterami等[19]等采用泡沫復(fù)制法制造高度多孔的BaTiO3基支架，并通過(guò)施加外部電場(chǎng)使其極化，為了增強(qiáng)機(jī)械和生物學(xué)性能，加入了明膠和納米結(jié)構(gòu)HA并進(jìn)行表征.結(jié)果表明，多孔支架的抗壓強(qiáng)度和壓電系數(shù)隨燒結(jié)溫度的升高而增加.在用Gel/HA納米復(fù)合材料涂覆后，支架的相互連接的多孔結(jié)構(gòu)和孔徑幾乎保持不變，而與未涂覆的樣品相比，Gel/nHA涂覆的支架表現(xiàn)出增強(qiáng)的抗壓強(qiáng)度和彈性模量，通過(guò)SEM和MTT測(cè)定法評(píng)估了最佳支架對(duì)MG63成骨細(xì)胞的黏附、生存能力和增殖的影響.細(xì)胞培養(yǎng)實(shí)驗(yàn)表明，發(fā)達(dá)的支架具有良好的生物相容性，并且細(xì)胞能夠黏附、增殖并遷移到支架的孔中，在所有測(cè)試的時(shí)間點(diǎn)，涂覆的支架中的細(xì)胞密度顯著更高.這些結(jié)果表明，涂有Gel/HA納米復(fù)合材料的高孔隙度BaTiO3支架在組織工程應(yīng)用中具有巨大的潛力，可用于骨組織修復(fù)和再生.

BaTiO3摻雜到聚合物中也有著不錯(cuò)的生物相容性和成骨作用.Nacer等[20]研究得出摻有BaTiO3的蓖麻油聚合物在兩個(gè)觀察期內(nèi)均保持良好的生物相容性和一定的成骨作用.將BaTiO3制作成涂層附著到醫(yī)用合金上也會(huì)顯現(xiàn)出較好的生物相容性和生物活性.Rahmati等[21]使用溶膠—凝膠合成的納米BaTiO3粉末，通過(guò)電泳沉積在Ti6Al4V醫(yī)用合金上，制備了BaTiO3涂層.分別使用X射線衍射和SEM成像研究了樣品的結(jié)構(gòu)和形態(tài)；在浸入模擬體液(SBF)后，通過(guò)SEM和電感耦合等離子體(ICP)分析評(píng)估涂層樣品的生物活性；通過(guò)MTT測(cè)定法和SEM成像研究了細(xì)胞相容性.結(jié)果顯示，其具有立方結(jié)構(gòu)和約41 nm的微晶尺寸的均勻涂層，SEM圖像表明SBF浸泡7 d后在涂層上形成了磷灰石,ICP分析證實(shí)SBF中的離子濃度降低了,培養(yǎng)7 d后，與涂層緊密接觸的細(xì)胞顯示出扁平的形態(tài).由此可見，涂覆的樣品表現(xiàn)出適當(dāng)?shù)纳锘钚院蜕锵嗳菪?

由上述實(shí)驗(yàn)表明，BaTiO3-HA復(fù)合材料的最佳配比為9∶1，BaTiO3-HA復(fù)合材料對(duì)成骨細(xì)胞的促進(jìn)作用主要來(lái)源于材料表面所攜帶的負(fù)電荷，且電荷必須達(dá)到足夠數(shù)量才能夠發(fā)揮更好的促進(jìn)成骨細(xì)胞活性的功能.在成骨過(guò)程中，板層孔是骨細(xì)胞生長(zhǎng)的最佳部位.此外，BaTiO3摻雜到聚合物中也有著較好的生物相容性和成骨作用.

2.3 [(K，Na)NbO3]基(KNN基)無(wú)鉛壓電陶瓷

KNN是最著名的無(wú)鉛壓電材料之一，其用作生物相容材料有不錯(cuò)的潛力.KNN的極化可在表面上感應(yīng)出足夠量的電荷，其表面的靜電相互作用與帶正電或不帶電的表面相比，細(xì)胞在帶負(fù)電的表面上選擇性良好和優(yōu)先吸附[22].

植入物感染是醫(yī)療器械植入術(shù)后最嚴(yán)重的并發(fā)癥之一，開發(fā)具有良好抗菌性能的生物相容性材料就顯得具有重要意義，利用生物材料的固有電性來(lái)解決這一問題，可能是一個(gè)新的方法.Yao等[23]制備了不同壓電常數(shù)的鈮酸鉀鈉壓電陶瓷(K0.5Na0.5NbO3)，對(duì)其微觀結(jié)構(gòu)和壓電性能進(jìn)行表征，并測(cè)試壓電陶瓷的抗菌效果和生物相容性.結(jié)果表明，壓電陶瓷能減少金黃色葡萄球菌的菌落，促進(jìn)大鼠骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞的增殖，促進(jìn)細(xì)胞的黏附和擴(kuò)散，上述效應(yīng)與壓電陶瓷的表面正電荷密切相關(guān).在此基礎(chǔ)上，通過(guò)控制壓電性能開發(fā)生物相容性抗菌材料是可行的.

KNN壓電陶瓷在抗菌方面還有另外一些用途，活性氧(ROS)可用于殺滅細(xì)菌細(xì)胞，因此從材料表面選擇性生成ROS是抗菌材料研究的一個(gè)新方向.Tan等[24]研究發(fā)現(xiàn)，壓電陶瓷的極化使兩側(cè)分別帶正電和負(fù)電，在水溶液中轉(zhuǎn)化為陰極和陽(yáng)極表面，由于水的微電解作用，ROS優(yōu)先在陰極表面形成，因此，細(xì)菌被選擇性地殺死在陰極表面.細(xì)胞實(shí)驗(yàn)表明，ROS水平對(duì)正常哺乳動(dòng)物細(xì)胞是安全的.KNN的極化導(dǎo)致其表面形成微電場(chǎng)，進(jìn)而產(chǎn)生ROS，在正極化的表面對(duì)金黃色葡萄球菌的抗菌活性最強(qiáng)，生物相容性可與HA相媲美，其在不改變材料成分的情況下，為控制壓電陶瓷表面的抗菌性能提供了新的見解.Verma等[25]采用固相合成法對(duì)HA-xNKN陶瓷復(fù)合材料進(jìn)行了優(yōu)化制備，優(yōu)化的工藝參數(shù)有利于在所開發(fā)的復(fù)合體系中形成純HA和NKN相，且各相之間不會(huì)發(fā)生任何反應(yīng)或解離，從而得到了致密化良好的陶瓷復(fù)合材料.其測(cè)試結(jié)果顯示，介電常數(shù)和損耗的變化與不同電導(dǎo)率相引起的電荷極化有關(guān)，生物相容性壓電NKN第二相的加入可以提高HA的介電響應(yīng)和電學(xué)響應(yīng)，從而獲得類骨的電學(xué)性能.Chen等[26]為了模擬骨骼表面膠原纖維的電特性，在聚吡咯(PPy)涂層裝飾的KNN壓電陶瓷的表面上形成了內(nèi)置的納米級(jí)電場(chǎng)，可通過(guò)調(diào)節(jié)極化過(guò)程來(lái)調(diào)節(jié)電場(chǎng)，并且在KNN壓電陶瓷的表面上獲得導(dǎo)電PPy納米陣列(CPNA).導(dǎo)電PPy將電場(chǎng)傳輸?shù)酵繉颖砻?，CPNA的形態(tài)導(dǎo)致表面電勢(shì)的變化，從而控制內(nèi)置的納米級(jí)電場(chǎng).其生物實(shí)驗(yàn)表明，CPNA具有可接受的生物相容性，納米級(jí)電場(chǎng)有相對(duì)較高的表面電勢(shì)，能夠促進(jìn)細(xì)胞增殖、細(xì)胞附著和成骨分化.Chen等[22]制作了壓電常數(shù)約為93 pc/N、相對(duì)密度約為93%的KNN陶瓷，用于研究陶瓷表面電荷對(duì)牛血清白蛋白(BSA)的吸附以及對(duì)KNN陶瓷表面細(xì)胞增殖的影響，通過(guò)細(xì)胞培養(yǎng)和MC3T3的細(xì)胞染色，驗(yàn)證了KNN陶瓷的生物相容性.與非極化表面相比，其正表面和負(fù)表面顯示出更好的蛋白質(zhì)吸附能力，細(xì)胞生長(zhǎng)情況也更好.

KNN基無(wú)鋁壓電陶瓷能促進(jìn)細(xì)胞的黏附和擴(kuò)散，并且對(duì)抑制細(xì)菌生長(zhǎng)有一定作用，其在不改變材料成分的情況下，為控制壓電陶瓷表面的抗菌性能提供了新的見解.此外，KNN基無(wú)鉛壓電陶瓷會(huì)在表面形成電場(chǎng)，納米級(jí)電場(chǎng)有相對(duì)較高的表面電勢(shì)促進(jìn)細(xì)胞增殖、細(xì)胞附著和成骨分化.總而言之，KNN基無(wú)鉛壓電陶瓷在促進(jìn)組織再生方面有巨大的潛力.

2.4 LiNbO3

LiNbO3目前也作為活性植骨材料被研究，這種植入物可以促進(jìn)骨形成，如果其浸入液體中，則在界面處形成雙電層和擴(kuò)散層，這對(duì)植骨附近的蛋白質(zhì)吸附以及細(xì)胞的黏附和生長(zhǎng)起重要作用.

電荷分布可以用一種簡(jiǎn)化的方式Zeta電位來(lái)表征，Vaněk等[27]測(cè)量了極化鐵電單晶LiNbO3片表面極性對(duì)Zeta電位的影響，結(jié)果表明，在某些“理想”條件下(低離子強(qiáng)度、無(wú)污染的表面、非常低的粗糙度)，鐵電材料的表面極性可以影響表面的電荷分布.然而，植入物表面的鐵電涂層并不理想(粗糙的、多晶的、體液復(fù)雜及具有高離子強(qiáng)度).因此，在實(shí)際情況下，表面極性對(duì)電擴(kuò)散層的影響相當(dāng)小，從而對(duì)蛋白質(zhì)的比吸附量影響也較小.Carville等[28]研究了襯底表面電荷對(duì)鐵電鈮酸鋰(LN)晶體在成骨細(xì)胞體外增殖的影響.LN具有沿z軸的自發(fā)極化，因此在+z和-z表面具有正和負(fù)束縛極化電荷的特征.通過(guò)MC3T3成骨細(xì)胞的培養(yǎng)和熒光成像，證實(shí)了LN的生物相容性.同時(shí)，與靜電中性x-cutLN和玻片對(duì)照相比，細(xì)胞通過(guò)在帶正電荷和帶負(fù)電的LN表面形成礦物質(zhì)而顯示出更高的增殖速率和更好的成骨細(xì)胞功能.Vilarinho等[29]把LiNbO3在模擬體液(SBF)中浸泡不同時(shí)間后，其表面有磷灰石狀的結(jié)構(gòu)形成，表明其具有生物活性.同時(shí)，提出了磷灰石形成的機(jī)理可能與LiNbO3和SBF的離子交換有關(guān).

3 結(jié)語(yǔ)與展望

本文綜述了植骨材料的電生物活性，如電導(dǎo)率、壓電性以及壓電效應(yīng)在調(diào)節(jié)骨骼代謝活動(dòng)中的作用.在實(shí)驗(yàn)中，壓電陶瓷對(duì)成骨細(xì)胞增殖有著較好的促進(jìn)作用.此外，一些材料通過(guò)控制壓電性能開發(fā)生物相容性抗菌材料也是可行的.總而言之，生物壓電陶瓷做骨修復(fù)材料有著較好的適用性，但目前的研究也存在一些問題，主要體現(xiàn)在以下幾個(gè)方面：

1)納米多孔結(jié)構(gòu)的羥基磷灰石壓電性優(yōu)于普通結(jié)構(gòu)羥基磷灰石壓電性，但達(dá)到輔助修復(fù)其壓電性還不足，是否可以加入其他人體可接受元素來(lái)增加其壓電性或者尋找其他結(jié)構(gòu)，在滿足人體生物相容性的條件下有足夠的壓電性幫助其修復(fù).

2)生物壓電陶瓷為了獲得較好的生物相容性，常與羥基磷灰石復(fù)合，但在羥基磷灰石加入后，壓電性大打折扣，如何平衡生物相容性和壓電性需要更多科學(xué)的數(shù)據(jù)來(lái)支撐.

3)壓電陶瓷在實(shí)驗(yàn)中顯示出了良好的結(jié)果，然而，其臨床潛力還有待開發(fā)，一個(gè)主要的限制是大多數(shù)壓電陶瓷迄今為止不可降解.

4)生物壓電陶瓷的力學(xué)性能還遠(yuǎn)不能滿足骨移植應(yīng)用，尋找合適的方法來(lái)進(jìn)一步提升其力學(xué)性能也是目前需要解決的問題.