姚喜軍，商佳琪，黃秋瑾，胡子琪，任怡帆，鄧久鵬

(華北理工大學 口腔醫(yī)學院，唐山 063000)

引言

臨床上,大多數(shù)骨缺損由骨外傷、感染或腫瘤引起[1-2]，大面積的骨缺損需要人為手術干預進行治療。目前可利用自體骨、同種異體骨、異種骨、人工骨以及組織工程骨通過移植等方式修復骨缺損[3]。但自體骨移植的手術取材有限，且可能會給移植患者帶來新創(chuàng)傷；同種異體骨有攜帶病毒的危險，臨床應用受限；異種骨移植可能存在多種疾病傳播和自體免疫系統(tǒng)排斥的巨大風險[4]。而組織工程骨具有較好的生物相容性，在骨修復和骨再生方面有著巨大潛力[5-7]。隨著骨科技術的進步和生物材料性能的提高,骨修復和置換技術均得到了較大發(fā)展,人工合成骨組織修復材料已逐漸應用于臨床治療。

生物電現(xiàn)象在促進骨發(fā)育和骨折愈合過程中已得到了廣泛研究[8]。天然骨本身無壓電,骨骼在身體受到一定壓力下，會產生一定的自然電流,形成天然骨的生物電信號，該壓電反應行為是骨骼個體進行自我修復和自然重塑的必要條件。

壓電支架材料自身擁有良好的生物學性能,并且可誘導與骨相似的電活性反應,因此，成為組織工程領域探究骨修復的新方向。本文主要介紹了天然骨中電活性反應與骨修復的關系以及壓電材料在骨修復中的應用。從骨組織工程角度分析了壓電支架材料的應用特性，并提出了壓電支架材料在未來的挑戰(zhàn)與發(fā)展。

1 天然骨的電活性反應及壓電效應

電介質通過正負電荷之間的相對運動或分離產生偶極子稱為極化[9]。天然骨的極化能力主要由膠原蛋白和羥基磷灰石(hydroxyapatite，HA)中的氫鍵負責[10]。膠原纖維在機械力作用下相互滑移是天然骨產生壓電的具體原因[11]。壓電產生的電荷表面極性取決于機械應力或骨變形的方向[12]，壓縮和拉伸分別產生負電荷和正電荷。生理性壓縮增加了天然骨中的負電荷，這些負電荷能夠促進成骨細胞的活性和功能,增強骨折部位的基質礦化，從而促進骨再生[12-13]。有研究報道,電刺激可通過一定途徑產生轉化生長因子β(TGF-β),TGF-β是促進細胞生長分化、細胞外基質合成、炎癥和組織修復等細胞過程的潛在關鍵因子[14]。TGF-β中的多肽參與控制骨和軟骨組織中細胞活動和代謝過程[15]。

2 壓電材料的特性

2.1 表面結構特征

壓電支架材料的表面形貌可調節(jié)蛋白粘附,從而影響細胞行為[16]，指導細胞附著[17]。在引入羥基磷灰石形成復合支架材料研究中,Tulinski等[18]認為表面粗糙度和表面形貌能夠促進細胞增殖。有研究證明[19-20],材料的表面功能化可提高成骨細胞的附著能力。Marques-Almeida等[21]研究表明更多的各向異性表面微觀結構能夠顯著促進骨分化。

孔隙率和降解率等對壓電材料具有重要影響。有學者通過引入孔隙率,創(chuàng)建特定性能的復合支架材料[22，34]。Curecheriu等[23]證實，通過控制孔隙的連通性和各向異性,可以控制壓電材料的介電常數(shù)和可調性。調節(jié)支架的孔隙率,能夠確保細胞遷移、加強力學強度和壓電性能[24]。據(jù)報道，介電、鐵電、壓電等性能主要受稀釋效應影響,多孔率與壓電常數(shù)成反比關系[25-26]。Zhang等[27]制備了多孔鋯鈦酸鉛(PZT)陶瓷,使其獲得了較高的壓電性能。當前不可降解成為多數(shù)壓電材料的主要限制因素，因此，利用聚乳酸[28]等天然聚合物作為壓電支架的可降解基質受到了廣泛關注。

2.2 生物學性能

壓電材料能夠通過細胞間相互作用、振動刺激或兩者同時發(fā)生而產生表面電荷來調節(jié)細胞行為。穩(wěn)態(tài)生物電勢(在非應力狀態(tài)下骨中出現(xiàn))和骨折引起的骨損傷電勢在調節(jié)骨的生長、重塑和再生中起著至關重要的作用[29-30]。壓電支架材料中誘導的電勢可潛在地增強硬組織再生的生物活性和細胞反應[31]。

3 壓電材料及壓電聚合物

3.1 鈦酸鋇BaTiO3(BTO)

BTO具有良好的壓電特性，并能通過極化產生表面電荷，構建骨生長所需的電學微環(huán)境，顯著提高細胞增殖能力[32]，促進骨再生與修復。Fan、Liu等[33-34]制備電活性BTO涂層復合支架，通過細胞和動物實驗證明其壓電作用能顯著促進細胞增殖、骨修復和骨整合。有研究表明，在多孔BTO和HA復合支架材料中，顯示出良好的細胞相容性和附著性，能夠促進骨生長[35]。

3.2 氧化鋅納米顆粒(ZnO-NPs)

ZnO-NPs是一種常見的鋅氧化物納米顆粒，其具有低毒性及抗菌、抗癌和促成骨作用[36]，在生物醫(yī)學領域得到了廣泛關注。研究表明,氧化鋅的多種納米結構,可促進細胞的黏附、生長和分化[39]。Khader等[38]研究證明了含ZnO-NPs復合支架材料作為骨組織工程潛在支架的可行性。

3.3 鈮酸鉀鈉(KNN)

KNN無鉛壓電材料具有鈣鈦礦結構,但其自身電磁性能不佳，通常對KNN壓電支架材料進行摻雜改性、調節(jié)K/Na 比例或添加燒結助劑等[39]，改善其晶體結構，提高壓電性能。鋰(Li)的加入在很大程度上增強了KNN的壓電性能,但當其暴露在生物環(huán)境中時,鋰離子的釋放會增加細胞毒性[40]。極化KNN壓電支架通過生理負載產生表面電荷,能夠刺激骨再生[41-42]。Chen等[43]構建了生物相容性KNN支架材料,并證明了極化KNN支架表面的牛血清白蛋白(BSA)的吸附能力和細胞增殖能力均優(yōu)于未極化KNN支架。研究表明,KNN植入材料具有良好的生物學性能、壓電性能和抗菌性能[44]。因此，無鉛KNN[45]壓電支架材料在組織再生方面有著巨大潛力。

3.4 聚偏氟乙烯(PVDF)

PVDF是一種眾所周知的壓電共聚物。由于其高靈活性和無毒性,PVDF從組織工程支架到可植入自供電裝置，已廣泛應用于生物醫(yī)學領域[46]。PVDF支架材料在極化后所形成的負電荷可促進細胞的粘附和增殖。Luo[47]證實三維靜電紡絲PVDF支架具有良好的壓電效應。Dong等[48]通過功能化聚己內酯-磷酸三鈣(PCL-TCP)薄膜和PVDF涂層制備了壓電支架材料,在MC3T3-E1細胞上表現(xiàn)出明顯的骨誘導特性，PEMFs和壓電支架對成骨的協(xié)同作用為骨誘導提供了一種新的方法與思路。

3.5 左旋聚乳酸(PLLA)

PLLA是一種可降解的生物相容性聚合物，無需極化來產生壓電。在細胞方面,納米羥基磷灰石/PLLA復合支架材料促進了脂肪組織中分離的骨祖細胞(hASC)形成[49]。Li等[50]通過利用靜電振動紡絲技術制備了PLLA納米生物纖維,研究在體外誘導成骨分化。實驗結果表明，載有抗藥性的納米生物纖維的骨支架可誘導體外成骨活性分化。Yu等[51]通過體內和體外實驗均證實了結合生物活性鎂離子(Mg2+)的PLLA基質可促進骨再生。

3.6 天然壓電聚合物

天然聚合物主要是蛋白質和多糖，如膠原蛋白、角蛋白、纖維蛋白和纖維素等。人體壓電反應主要來源于骨骼膠原蛋白的天然壓電性[52]。由于壓電膠原的存在,使天然骨通過施加機械應力產生電信號,指導骨骼進行自我修復。Moreira等[53]實驗證明水解處理的膠原纖維也可促進牛成骨細胞的增殖和分化。Oh等[54]制備的聚己內酯(PCL)-成骨鮑魚腸胃腸消化物(AIGIDs)-魚膠原蛋白(Col)復合支架材料在體內和體外實驗中均表現(xiàn)出較強的骨誘導能力。因此，天然聚合物壓電支架材料在骨修復和骨再生方面有廣泛的應用前景。

4 討論與展望

壓電支架材料在骨組織工程和骨再生,特別是骨修復方面顯示了巨大潛力和優(yōu)勢。壓電支架材料產生的電刺激能夠引起并促進相關的生物活性、細胞反應和組織再生，然而其也有一定的自限性,往往需要結合適當?shù)幕|以得到機械性能、表面特性、生物學性能和壓電性能具佳的復合壓電支架材料。在一些需要穩(wěn)定壓電性能的支架材料中，極化處理成為關鍵步驟。極化的電場、溫度和時間等都是不穩(wěn)定因素，且存在極化時效性、電勢差不易掌控等問題，壓電材料的極化處理問題仍需進一步探究。壓電聚合物在部分方面能夠解決上述問題,但其支架材料的制備要求過高，往往需要復雜工藝或流程才能制備。壓電支架材料的流體力學性能仍是一個難題，還遠不能達到臨床骨移植的應用要求[55]。因此，盡管壓電支架材料表現(xiàn)出諸多優(yōu)勢，但上述問題還有待進一步研究，以便在未來制備出性能優(yōu)異的可植入壓電支架材料用于臨床治療。