生物医用复合材料的研究进展及趋势

　　0　引　言

　　生物医用复合材料(biomedical composite materials)是由两种或两种以上的不同材料复合而成的生物医用材料，它主要用于人体组织的修复、替换和人工器官的制造［1］。长期临床应用发现，传统医用金属材料和高分子材料不具生物活性，与组织不易牢固结合，在生理环境中或植入体内后受生理环境的影响，导致金属离子或单体释放，造成对机体的不良影响。而生物陶瓷材料虽然具有良好的化学稳定性和相容性、高的强度和耐磨、耐蚀性，但材料的抗弯强度低、脆性大，在生理环境中的疲劳与破坏强度不高，在没有补强措施的条件下，它只能应用于不承受负荷或仅承受纯压应力负荷的情况。因此，单一材料不能很好地满足临床应用的要求。利用不同性质的材料复合而成的生物医用复合材料，不仅兼具组分材料的性质，而且可以得到单组分材料不具备的新性能，为获得结构和性质类似于人体组织的生物医学材料开辟了一条广阔的途径，生物医用复合材料必将成为生物医用材料研究和发展中最为活跃的领域。

　　1　生物医用复合材料组分材料的选择要求

　　生物医用复合材料根据应用需求进行设计，由基体材料与增强材料或功能材料组成，复合材料的性质将取决于组分材料的性质、含量和它们之间的界面。常用的基体材料有医用高分子、医用碳素材料、生物玻璃、玻璃陶瓷、磷酸钙基或其他生物陶瓷、医用不锈钢、钴基合金等医用金属材料；增强体材料有碳纤维、不锈钢和钛基合金纤维、生物玻璃陶瓷纤维、陶瓷纤维等纤维增强体，另外还有氧化锆、磷酸钙基生物陶瓷、生物玻璃陶瓷等颗粒增强体。

　　植入体内的材料在人体复杂的生理环境中，长期受物理、化学、生物电等因素的影响，同时各组织以及器官间普遍存在着许多动态的相互作用，因此，生物医用组分材料必须满足下面几项要求：(1)具有良好的生物相容性和物理相容性，保证材料复合后不出现有损生物学性能的现象；(2)具有良好的生物稳定性，材料的结构不因体液作用而有变化，同时材料组成不引起生物体的生物反应；(3)具有足够的强度和韧性，能够承受人体的机械作用力，所用材料与组织的弹性模量、硬度、耐磨性能相适应，增强体材料还必须具有高的刚度、弹性模量和抗冲击性能；(4)具有良好的灭菌性能，保证生物材料在临床上的顺利应用。此外，生物材料要有良好的成型、加工性能，不因成型加工困难而使其应用受到限制。

　　2　生物医用复合材料的研究现状与应用

　　2.1　陶瓷基生物医用复合材料

　　陶瓷基复合材料是以陶瓷、玻璃或玻璃陶瓷基体，通过不同方式引入颗粒、晶片、晶须或纤维等形状的增强体材料而获得的一类复合材料。目前生物陶瓷基复合材料虽没有多少品种达到临床应用阶段，但它已成为生物陶瓷研究中最为活跃的领域，其研究主要集中于生物材料的活性和骨结合性能研究以及材料增强研究等。

　　Al2O3、ZrO3等生物惰性材料自70年代初就开始了临床应用研究，但它与生物硬组织的结合为一种机械的锁合。以高强度氧化物陶瓷为基材，掺入少量生物活性材料，可使材料在保持氧化物陶瓷优良力学性能的基础上赋予其一定的生物活性和骨结合能力。将具有不同膨胀系数的生物玻璃用高温熔烧或等离子喷涂的方法，在致密Al2O3陶瓷髋关节植入物表面进行涂层，试样经高温处理，大量的Al2O3进入玻璃层中，有效地增强了生物玻璃与Al2O3陶瓷的界面结合，复合材料在缓冲溶液中反应数十分钟即可有羟基磷灰石的形成［2］。为满足外科手术对生物学性能和力学性能的要求，人们又开始了生物活性陶瓷以及生物活性陶瓷与生物玻璃的复合研究，以使材料在气孔率、比表面积、生物活性和机械强度等方面的综合性能得以改善。近年来，对羟基磷灰石(HA)和磷酸三钙(TCP)复合材料的研究也日益增多［3，4］。30% HA与70%TCP在1150℃烧结，其平均抗弯强度达155MPa，优于纯HA和TCP陶瓷，研究发现HA-TCP致密复合材料的断裂主要为穿晶断裂，其沿晶断裂的程度也大于纯单相陶瓷材料。HA-TCP多孔复合材料植入动物体内，其性能起初类似于β-TCP，而后具有HA的特性，通过调整HA与TCP的比例，达到满足不同临床需求的目的。45SF1/4玻璃粉末与HA制备而成的复合材料，植入兔骨中8周后取出，骨质与复合材料之间的剪切破坏强度达27MPa，比纯HA陶瓷有明显的提高。

　　生物医用陶瓷材料由于其结构本身的特点，其力学可靠性(尤其在湿生理环境中)较差，生物陶瓷的活性研究及其与骨组织的结合性能研究，并未能解决材料固有的脆性特征。因此生物陶瓷的增强研究成为另一个研究重点，其增强方式主要有颗粒增强、晶须或纤维增强以及相变增韧和层状复合增强等［3，5～7］。当HA粉末中添加10%～50%的ZrO2粉末时，材料经1350～1400℃热压烧结，其强度和韧性随烧结温度的提高而增加，添加50%TZ-2Y的复合材料，抗折强度达400MPa、断裂韧性为2.8～3.0MPam1/2。ZrO2增韧β-TCP复合材料，其弯曲强度和断裂韧性也随ZrO2含量的增加而得到增强。纳米SiC增强HA复合材料比纯HA陶瓷的抗弯强度提高1.6倍、断裂韧性提高2倍、抗压强度提高1.4倍，与生物硬组织的性能相当。晶须和纤维为陶瓷基复合材料的一种有效增韧补强材料，目前用于补强医用复合材料的主要有：SiC、Si3N4、Al2O3、ZrO2、HA纤维或晶须以及C纤维等，SiC晶须增强生物活性玻璃陶瓷材料，复合材料的抗弯强度可达460MPa、断裂韧性达4.3MPam1/2，其韦布尔系数高达24.7，成为可靠性最高的生物陶瓷基复合材料。磷酸钙系生物陶瓷晶须或纤维同其它增强材料相比，不仅不影响材料的增强效果，而且由于其具有良好的生物相容性，与基体材料组分相同或相近，不会影响到生物材料的性能。HA晶须增韧HA复合材料的增韧补强效果同复合材料的气孔率有关，当复合材料相对密度达92%～95%时复合材料的断裂韧性可提高40%。

　　2.2　高分子基生物医用复合材料

　　研究表明几乎所有的生物体组织都是由两种或两种以上的材料所构成的，如人体骨骼和牙齿就是由天然有机高分子构成的连续相和弥散于其基质中的羟基磷灰石晶粒复合而成的。生物有机高分子基复合材料，尤其生物无机与高分子复合材料的出现和发展，为人工器官和人工修复材料、骨填充材料开发与应用奠定了坚实的基础。

　　生物陶瓷增强聚合物复合材料于1981年由Bonfield提出，目前的研究对象主要有：HA、AW玻璃陶瓷、生物玻璃等增强高密度聚乙烯(HDPE)和聚乳酸等高分子化合物［8，9］。HDPE-HA复合材料随HA掺量的增加，其密度也增加，弹性模量可从1GPa提高到9MPa，但材料从柔性向脆性转变，其断裂形变可从大于90%下降至3%，因此可通过控制HA的含量调整和改变复合材料的性能。HA增强HDPE复合材料的最佳抗拉强度可达22～26MPa、断裂韧性达2.9±0.3MPam1／2。由于该复合材料的弹性模量处于自然骨杨氏模量范围之内，具有极好的力学相容性，并且具有引导新骨形成的功能。AW玻璃陶瓷和生物玻璃增强HDPE复合材料具有与HA增强HDPE复合材料相似的力学性能和生物学性能，复合材料在37℃的SBF溶液中体外实验研究表明，在其表面可形成磷灰石层，通过控制和调整AW玻璃陶瓷和生物玻璃的含量，使其满足不同临床应用的需求。

　　聚乳酸具有良好的生物相容性和可降解性，但材料还缺乏骨结合能力，对X光具有穿透性，不便于临床上显影观察。将聚乳酸与HA颗粒复合有助于提高材料的初始硬度和刚性，延缓材料的早期降解速度，便于骨折早期愈合。随着聚乳酸的降解吸收，HA在体内逐渐转化为自然骨组织，从而提高材料的骨结合能力和材料的生物相容性；此外可提高材料对X-射线的阻拒作用，便于临床显影观察。最近，国外采用一种新的共混及精加工工艺将HA均匀分散于PLLA基体中制备了超高强度生物可吸收PLLA-HA复合材料［10］，随HA在PLLA基体中含量增加，材料的弯曲强度和弯曲模量也增加，其最高弯曲强度可达280MPa，它既有高分子的弹性又具有类皮质骨的刚度。将该材料浸入到SBF溶液中3天后即有大量HA晶体在表面沉积，具有骨结合能力，12周后材料具有210MPa的弯曲强度，高于皮质骨内固定材料弯曲强度200MPa的最底要求。因此该复合材料可望作为骨折内固定材料，广泛应用于临床。PDLLA-HA复合内固定棒治疗兔子髁部骨折的实验研究表明［11］，术后动物自由活动，不用任何外固定，所有动物伤口Ⅰ期愈合，无关节积液和窦道形成。X线摄片见3周时骨折端无移位，有明显骨痂生成，骨折线模糊。6周骨折愈后，骨折线消失，骨痂最多，以后各时间点骨折无移位和再骨折，骨痂逐渐减少。12周前材料可清晰显影，24周后模糊至消失。

　　碳纤维增强生物医用高分子复合材料是发展最早的一类医用复合材料，它主要用作骨水泥、人工关节和接骨板等［12，13］。碳纤维增强HDPE复合材料，其强度、刚性、抗疲劳和抗磨损性能均显著高于HDPE材料，因此它常用作承受复杂应力和摩擦作用的髋关节和膝关节。碳纤维增强聚砜复合材料的抗扭强度最高可达100MPa，与金属板相比，其断裂模量可减少2～4倍。碳纤维增强聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)复合材料在90年代初就成功地用于颅骨缺损修复，其弯曲强度、断裂模量及其抗冲击性能均优于人体颅骨材料，对患者实施颅骨缺损修复后起到重要的防护作用。用四氟乙烯纤维与碳纤维复合制备成多孔复合材料，其表面积为宏观的1200倍，有利于生物组织的长入，它已用于牙槽骨、下颌骨、关节软骨的修复。

　　2.3　金属基生物医用复合材料

　　作为生物医用材料，金属材料占有极其重要的地位，它具有较好的综合力学性能和优良的加工性能，是国内外较早将其作为人体硬组织修复和植入的一类材料，但金属材料与机体的亲和性、生物相容性较差，在体液中存在材料腐蚀等问题。因此，除进一步优化材料的整体性能外，必须通过表面涂层、离子注入等技术进行表面处理。自国外1931年发表生物氧化物涂层的文献以来，涂层的技术和种类已得到不断的丰富和发展，但材料与骨组织之间的结合性能以及涂层与基体之间的界面结合性能仍是目前金属基复合材料的研究重点。近年来，随着涂层技术的不断发展，电化学沉积法、浸渍-热解法、水热处理法不断出现，它已成为金属基生物复合材料研究的一个重要方向，涂层材料的研究已从生物惰性涂层发展到生物活性材料以及非氧化物涂层材料［14～16］。

　　生物活性陶瓷能与骨形成直接的骨键合，早在70年代Hench就提出以金属材料为基体，表面涂覆生物活性陶瓷，使其既具有金属材料的优良力学性能，又具有生物活性陶瓷的表面生物活性特征。将生物活性陶瓷、生物玻璃和生物玻璃陶瓷用等离子喷涂于钛合金表面，生物玻璃涂层能与骨组织发生化学结合，结合界面处含有明显的Ca、P成分过渡区，用该法制备的钛合金人工骨、人工齿根已成功地应用于临床。近年来，我国采用两步烧结法，以膨胀系数与表面涂层和基体相匹配的材料作为中间层，分别将中间层材料及表面处理烧结在基体表面形成复合涂层，有效地解决了涂层与基体之间的界面结合性能。

　　非氧化物陶瓷涂层近几年发展较快，涂层的材料主要有氮化物、碳化物、硼化物和硅化物等，用作植入体抗磨损和腐蚀保护。钛合金表面经氮化处理，形成氮化钛，在常温模拟体液中浸泡，其抗腐蚀性能明显改善。采用离子注入法，在金属材料表面注入C、N、B等元素，有效地提高了金属人工骨和人工齿根的腐蚀和耐磨性。此外，生物相容性也有较大的改善。

　　3　生物医用复合材料的研究趋势与展望

　　3.1　先进复合材料的研究

　　对生物材料来说，生物相容性、力学适应性和抗血栓性，都是不可缺少的条件。单一结构的生物材料由于其本身的结构所决定，很难满足人体环境的要求。而单纯的几种材料复合，虽然比单一生物材料在使用性能上有所提高，但其界面是一个薄弱环节，一系列性能在此发生突变而导致失效。因此，研究植入体在人体骨骼系统的各种受力状态下的力学行为，从生物力学方面指导材料的结构设计与加工处理。研究材料多相结构与多孔性机体组织的力学相容性、疲劳过程以及损伤的影响因素，调整其结构及有关相的组成，使得整体材料性能按梯度规律变化，从而研制出生物相容性和力学适应性、生物活性和生物惰性、抗血栓性等一系列生物材料。

　　3.2　生物材料的生理活化研究

　　材料生理活化研究是生物医用复合材料发展的一个重要方向，它利用现代生物工程技术，将生物活性组元引入生物材料，加速材料与机体组织的结合，并参与正常的生命活动，最终成为机体的一部分。目前，该项研究已在国内外引起关注。胶原与多孔羟基磷灰石陶瓷复合，其强度比HA陶瓷提高2～3倍，胶原膜还有利于孔隙内新生骨的长入，植入狗的股骨后仅4周，新骨即已充满大的孔隙。胶原与颗粒状的HA复合也已成为克服牙槽嵴萎缩的理想材料［17］。具有诱导成骨作用的骨形态蛋白同磷酸钙生物陶瓷复合，可赋予仅具有传导骨生长作用的磷酸钙生物陶瓷以诱导成骨能力，从而为具有长寿命的新一代人工骨材料的研制展现良好的前景。

　　3.3　仿生材料研究

　　最为理想的生物材料就是机体自身的组织，天然生物材料经过亿万年的演变进化，形成具有结构复杂精巧、效能奇妙多彩的功能原理和作用机制［1］。因此，参照自然规律，从材料科学的观点对其进行观察、测试、分析、计算、归纳和抽象，找出有用的规律来指导复合材料的设计与研究，制备成分、结构与天然骨组织相接近的复合替代材料，获得生物相容性好、具有良好生理效应和力学性能的人工骨替代材料。

　　3.4　组织工程材料研究

　　生物材料的研究目前已从植入材料与生物组织的界面相容性、植入材料的力学相容性研究转移到组织工程材料研究。它通过建立适当的组织再生环境，调动生物组织的主动修复能力诱导组织再生。组织工程材料的研究为利用细胞培养制造生物材料和人造器官开辟了光明前景。

　　基金项目：湖北省自然科学基金项目资助(99J076)。

　　作者简介：张宏泉(1966—)，男，副研究员。

　　4　参考文献

　　［1］　《材料科学技术百科全书》编辑委员会.材料科学技术百科全书.中国大百科全书出版社.北京：1995

　　［2］　Cheol Y.Kim and Hyun Soo Ahn.Bonding behavior and formation of hydroxyapatite of flouride containing bioactive glass coating on Alumina.Bioceramics.1996,9:115～118

　　［3］　Hideki Aoki.Science and medical aplication of hydroxyapatite.Japanese Association of Apatite Science.1991

　　［4］　Koji Ioku,Kazumichi Yanagisawa,Nakamichi Yamasaki, et al.Prepration and charaterization of porous apatite ceramics coated with β-Tricalcium phosphate.Biomedical Materials and Engineering,1994;3(3):137～145

　　［5］　田杰谟，张世新，邵义，等.纳米级SiC(n)/HAP基复合生物陶瓷研究.见：新型功能材料—94秋季中国材料研讨会，第Ⅰ卷， 中国材料研究会编，化学工业出版社，1995，361～366

　　［6］　Suchanek W,Yashima M,Kakihana M,et al.Hydroxyapatite/Bioactive glass laminated composite-fracture behavior and phase composites.Bioceramics,1996,9:177～180

　　［7］　Suchanek W,Yaashima M,Kakihana M,et al.Hydroxyapatite/Hydroxyapatite-whisker composition without sintering additives:mechanical properties and microstructure evolution.J Am Ceram Soc,1997,80(11):2805～2813

　　［8］　Bonfield W.Composite biomaterials.Bioceramics,1996,9:11～13

　　［9］　Kikuchi M,Suetsugu Y,Tanaka J,et al.Preparation and mechanical properties of calcium phosphate/copoly-L-Lactide composite.J Mate Sci:Mater Med,1997,8:361～364

　　［10］ Verheyen CCPM,J R de Wijn,CA Van Blitterswijk,et al.Evaluation of Hydroxylapatite/Poly(L-Lactide)Composites:Mechanical Behavior.J Biomed Mater Res,1992,26:1277

　　［11］ 全大萍.PDLLA/HA复合材料及其作为生物可吸收骨折内固定材料的研究.博士学位论文：武汉工业大学，1998

　　［12］　Huettner W,Keuscher G and Nietert M.Carbon fiber-reinforced polysulphone-thermoplastic composites.Biomaterials and Biomechanics,Elsevier Science Publishers.B V.,Amsterdam.1984,167

　　［13］ 巫辉，赵建国.人工颅骨与人体颅骨的基本力学性能.材料科学进展，1991，5(5)：455～459

　　［14］　Hench L L.Direct chemical bond of bioactive glass-ceramic materials tobone and muscle.J Biomed Mater Res,1973,4(1):25～29

　　［15］ K.De Groot,Geesink R G T,Klein C P A,et al.Plasma sprayed coating of hydroxyapatite.J Biomed Mater Res,1987,21(11):1375～1379

　　［16］ 闫玉华，李志刚，陈晓明，等.钛合金牙根种植体表面烧结复合涂层.硅酸盐学报，1997；25(5)：598～602

　　［17］　Mehlison D R,Taylor T D,Leibold D G,et al.Evaluation of collagen/HA for augmenting deficient alveolar ridges.J Oral Maxillofac Surg,1987,45:408～411