羟基磷灰石（共10篇）
羟基磷灰石 篇1
随着科学技术的发展, 生物材料在口腔领域引起了人们的广泛关注, 羟基磷灰石因与生物体硬组织如骨、牙中的无机成份相似而具有良好的生物相容性, 已被广泛用于植骨和盖髓研究[1]。而纳米仿生材料的出现为盖髓剂的研究开拓了一个全新的领域。nHA-PA66作为新型纳米仿生材料的代表成为研究的热点, 它已通过前期实验表明具有较好的生物安全性、生物相容性和生物活性[2,3]其有机物和无机物的组成比例及力学性能与牙本质相似[4], 本实验通过对比纳米羟基磷灰石和纳米羟基磷灰石聚酰胺66作狗牙直接盖髓术的组织学反应, 为临床筛选理想的盖髓材料提供组织学依据。
1 材料和方法
1.1 主要材料
纳米羟磷灰石, 纳米羟磷灰石/聚酰胺66:购自四川国纳科技有限公司。纳米羟基磷灰石甲硝唑粉末, 按纳米羟基磷灰石:甲硝唑为100∶5 的比例称取。纳米羟基磷灰石/聚酰胺66甲硝唑粉末, 按纳米羟基磷灰石/聚酰胺66:甲硝唑为100∶5 的比例称取, 实验犬购自哈医大动物实验中心。
1.2 实验动物
杂种犬4只, 犬龄12～20个月, 体重15～18kg, 无牙体与牙周疾患, 恒牙完全萌出, 牙齿完好无缺损, 随机分两组, 每组2只杂种犬共84颗牙齿随机选取75颗牙齿用作实验牙。将75颗实验牙随机分为实验1组 (nHAM) 实验2组 (nHAPM) 和对照组 (CH) , 各组25颗牙。
1.3 实验步骤
(1) 实验狗用速眠新0.1mL/kg肌注麻醉麻醉实验动物后, 用酒精和碘伏消毒手术野, 用3%过氧化氢液清洗口腔。实验牙用棉球隔湿, 消毒高速手机喷水冷却下在实验牙的颊面或唇面距釉牙骨质界1mm处的釉质部位小心预备V 类洞, 窝洞四周均应有牙釉质, 范围不要超过近远中牙面, 洞型直径约为2mm, 洞深度达洞底某处近髓透红为止, 再用无菌锐利探针在透红处小心造成探针尖头大小的点状穿髓孔, 直径约0.5～1mm, 用无菌生理盐水冲洗, 消毒棉球止血, 干燥窝洞。分别用nHAM, nHAPM和CH盖髓, 玻璃离子充填。术中操作均在吸唾隔湿下进行, 以减少术区污染, 且所有备洞盖髓操作由一人完成以减少人为操作误差。 (2) 术后观察动物进食及日常活动无异常表现, 分别于术后7d、70d过量麻醉剂处死动物, 取出上下颌骨, 拔出实验牙。观察到牙齿有轻度磨耗, 大部分充填物未脱落, 无牙齿变色, 立即置于10%中性福尔马林液中固定。
1.4 组织学观察
10%中性福尔马林固定一周, 甲酸-甲醛脱钙、梯度酒精脱水, 常规石蜡包埋, 通过牙齿唇 (颊) 舌面沿牙长轴过露髓孔自冠部至根尖部连续切片, 切片厚度为5～10μm, 间隔取片, HE 染色, 光学显微镜下观察。评估炎症反应情况。
1.5 组织学评定标准
分级参照Josimeri Hebling标准[5], 0:无或少量炎症细胞在露髓处或为正常组织; 1:轻微炎症细胞浸润;2 :中等量的炎症细胞浸润;3:冠髓中有大量的炎症细胞浸润或有脓肿出现。
1.6 统计学处理
统计学分析采用卡方检验和秩和检验。
2 结果
盖髓后7d组和70d组牙髓炎症反应见表1、2。3种材料盖髓后7d时, 穿髓孔处和整个髓腔内均看到不同程度的炎症细胞浸润 (见表1) 。3种材料盖髓后70d时, 穿髓孔处和整个髓腔内炎症浸润较7d时有所下降 (见表2) 。
(i2=13.136, P<0.05) 可以认为三组间差异有统计学意义, 经组间比较两种材料与氢氧化钙比较, (i2=8.537, P<0.05, i2=12.667, P<0.05) 差异有统计学意义。可认为两种材料盖髓7d时产生的炎症反应明显小于氢氧化钙。实验组间两种材料相比 (i2=1.129, P>0.05) 两种材料盖髓7d时产生的炎症反应无显著性差异。
(i2=7.283, P<0.05) 三者之间差异有统计学意义, nHAM66与CH比较 (i2=4.353, P<0.05) , nHAPAM盖髓70d时产生的炎症反应明显小于CH, 差异有统计学意义, nHAM与CH比较 (i2=0.258, P>0.05) , nHAM与CH比较盖髓70d时产生的炎症反应无显著性差异。nHAPM与nHA比较 (i2=6.501, P<0.05) 两种材料之间有差异nHAPM盖髓70d时产生的炎症反应明显小于nHAM。
3 讨论
由于羟磷灰石本身没有抑菌/抗菌性, 而甲硝唑Metronidazole于1978年被WHO确定为抗厌氧感染的首选药物, 而龋坏性牙本质或牙菌斑中的优势菌属是厌氧菌[6]。所以本实验在羟基磷灰石中加人甲硝唑成份以增强疗效。传统观点认为羟磷灰石与蒸馏水或生理盐水调合后应用。后来改为用甲硝唑注射液代替蒸馏水或生理盐水调合。考虑到实验中的渗血与盖髓材料相混合成湿沙状可减少髓腔压力, 所以本实验用纳米羟磷灰石甲硝唑粉末直接盖髓。两种材料盖髓7d时产生的炎症反应明显小于氢氧化钙, 可能实验组盖髓剂的抗感染性能在早期高于氢氧化钙, 其抗菌性要优于氢氧化钙。而实验组间两种材料相比, 两种材料盖髓7d时产生的炎症反应无显著性差异。3种材料盖髓后70d时, 穿髓孔处和整个髓腔内炎症浸润较7天时有所下降, 对照组下降幅度最大, 可见随着时间的延长, 修复性牙本质的形成弥补了氢氧化钙制剂的缺陷, 增加了抗微渗漏的屏障, 因此70d时对照组术后炎症细胞浸润与实验1组无差异。纳米羟磷灰石/聚酰胺66其组成成分聚酰胺为使用较广的医用惰性有机材料, PA66的降解产物己二胺和己二酸在体内还可起到抗菌的作用。苏勤等[7]证实nHA-PA66在体外对穿髓孔有较好的机械封闭能力, 其作为盖髓剂较硬质氢氧化钙Dycal与牙髓界面的微渗漏更小。以致盖髓后70d实验2组盖髓70d时产生的炎症反应明显小于对照组。黄华等[8]对HAP复合盖髓剂的体外抑菌实验, 发现复合制剂抗菌性能明显优于HAP和氢氧化钙。甲硝唑加入nHA-PA66中既保持了纳米羟磷灰石复合材料的生物相容性和生物活性, 又利用了甲硝唑强抗菌作用, 从而使nHA-PA66更好地满足盖髓剂抗菌性能的要求, nHA-PA66作为盖髓剂其炎症细胞反应小于氢氧化钙和纳米羟基磷灰石, 是一种比纳米羟基磷灰石具有更好的发展前景的新型纳米仿生盖髓材料。
参考文献
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[8]黄华, 彭彬, 陈智, 等.羟基磷灰石复合盖髓剂的体外抑菌实验[J].口腔医学纵横杂志, 1999, 15 (2) :117
羟基磷灰石 篇2
羟基磷灰石-是天然骨无机盐的主要成分，具有良好的骨传导性与生物相容性，被认为是骨缺损修复的理想材料，尤其是纳米级羟基磷灰石与天然骨中的无机成分相似，引入到复合材料中可使材料在力学和生物学方面具有很大的优越性和应用潜力。但羟基磷灰石也有其自身的缺点，如生物力学强度不理想、骨诱导活性低等。学术术语来源---
纳米羟基磷灰石/胶原蛋白/丝素蛋白复合骨组织工程支架材料的生物相容性 文章亮点： 大量的研究表明丝素蛋白、胶原蛋白和羟基磷灰石，无毒无味，具有良好的生物学特性和理化性质。但单独使用时都暴露一些不足，如丝素降解较慢、干燥时易碎裂；胶原降解速度过快，机械强度较低；简单合成的羟基磷灰石材料成型后强度低、孔隙度小。而通过将两种及两种以上材料共混制备复合支架材料可以弥补各自的不足，利用各种材料的互补特性来满足组织工程对支架的要求，受到越来越多的关注。实验将纳米羟基磷灰石、胶原蛋白与丝素蛋白的质量比分别设为1∶1∶5、1∶2∶5、1∶3∶5，采用冷冻干燥法制备复合支架，发现质量比为1∶2∶5时，复合支架的孔隙率、孔径及压缩弹性等相应参数性能符合组织工程骨组织构建要求，并且具有良好的细胞相容性。关键词：
生物材料；骨生物材料；丝素蛋白；胶原蛋白；纳米羟基磷灰石；骨组织工程；支架材料；细胞相容性；国家自然科学基金 主题词：
胶原；丝素蛋白；羟基磷灰石类；组织工程
摘要
背景：通过将两种及两种以上材料共混制备复合支架材料可以弥补各自的不足，利用各种材料的互补特性来满足组织工程对支架的要求。目的：制备纳米羟基磷灰石/胶原蛋白/丝素蛋白复合三维支架材料，并研究其细胞相容性。
方法：将纳米羟基磷灰石、胶原蛋白与丝素蛋白分别按质量比为1∶1∶5、1∶2∶5、1∶3∶5的比例混合，制备纳米羟基磷灰石/胶原蛋白/丝素蛋白复合材料，测试其孔隙率、孔径大小、吸水膨胀率及压缩力学性能。将表征结果良好的质量比为1∶2∶5的纳米羟基磷灰石/胶原蛋白/丝素蛋白复合材料与MC3T3-E1细胞体外复合培养，MTT法检测复合培养2，4，6，8，12 d后的细胞活性。结果与结论：羟基磷灰石/胶原蛋白/丝素蛋白按质量1∶2∶5的比例混合更符合要求：孔径98-260 μm，孔隙率为(96.72±2.78)%，吸水膨胀率为(549.37±35.29)%，生物力学试验机测定其力学性能稳定、压缩应变及弹性模量等指标适宜骨组织工程研究应用。MC3T3-E1细胞在纳米羟基磷灰石/胶原蛋白/丝素蛋白复合三维支架上生长增殖良好，表明纳米羟基磷灰石/胶原/丝素复合三维支架具有良好的细胞相容性。
羟基磷灰石义眼台的临床应用观察 篇3
自1985年Perry博士首先将羟基磷灰石（hydroxyapatite，HA）作为眼眶内充填材料，并于1989年获得美国食品药品管理局（FDA）批准[1]。HA以其质轻、无毒、无刺激，生物相容性好，近年来已被广泛应用于临床。羟基磷灰石义眼台不仅能矫正眼球的缺失，质量轻又不被吸收，而且并发症少，是目前较理想的代替眼球植入物。它与人体骨骼有类似的化学成分，植人人体内能与眶内软组织形成一个由纤维血管组织内联相容的整体，且它具有多孔结构，血管纤维组织可以长入，从而排异和感染的机率明显降低[2]。我们从2010年以来对13例患者植入羟基磷灰石义眼台，效果较好。现报告如下。
1资料与方法
1.1一般资料本组患者13例中，男12例，女1例，年龄最小为21岁，最大年龄55岁，眼外伤12例，眼球萎缩1例，行眼内容物剜除巩膜后眼台植入术10例，行眶内容物摘除并肌锥内眼台植入3例，所用眼台直径为16-22号。
1.2手术方法①眼球摘除术：常规术前准备，球后及球结膜下麻醉，沿角膜缘剪开球结膜，充分分离Tenon囊，游离四条直肌，预置缝线并剪断，从鼻侧插入视神经剪，剪断视神经，摘除眼球，用温盐水纱布压迫止血。将羟基磷灰石义眼台植入到眼肌圆锥内，四条肌肉分别缝合、分层缝合筋膜及球结膜，填塞凡士林纱条，加压包扎。②眼内容物剜出：常规术前准备，球后及球结膜下麻醉，剪除角膜，剜出内容物，彻底清除色素膜，剪视神经，压迫止血，从颞上至鼻的下直肌间剪开巩膜，形成两个巩膜瓣，提起巩膜瓣将羟基磷灰石义眼台置人，间断缝合巩膜瓣，分层缝合筋膜及球结膜，填塞凡士林纱条，加压包扎。
2结果
我们对术后患者随访6-12个月，有1例术后球结膜高度水肿，有2例结膜囊内分泌物较多，经细菌培养无明显细菌生长，每日给予庆大霉素冲洗，约治疗2周后上述症状消失。13例患者未出现义眼台暴露及排异等严重并发症。义眼活动良好，均术后三至四周之间即可配戴义眼片，效果较满意。
3讨论
羟基磷灰石义眼台其多孔结构允许受体肉芽组织长人，即在植人物内部形成体液循环，这就大大改善了其表面结膜及结膜下组织的血液供应，从而减少破损、感染机会[3]。羟基磷灰石义眼台植入不但解决了眼眶内容物的充填，避免了眼眶塌陷，而且减少了患者的心理负担，获得了良好的眼部美容效果，是目前较理想的代替眼球植入物，但同时有并发症出现，黄丹平[4]等报道义眼台植入眼眶后最常见的并发症是义眼台暴露。这需要我们眼科医生在术前充分的准备，术中及术后及时正确处理必须的。而且要掌握好适应症，如眼球萎缩较重或者已经实施了眼内容物摘除手术后二期植入义眼台的病例，也有些患者本身合并眶內空间的狭窄，勉强植入常规的圆形义眼台，因为结膜伤口张力过大而发生义眼太暴露的危险增加[5-6]。义眼台植入术最主要的并发症是义眼台暴露、感染，其发生机制被认为是义眼台血管化不良或延迟[7-8]有关。
参考文献
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碳羟基磷灰石的吸附性能研究 篇4
1 CHAP的类型及与HAP相比的优越性
1.1 CHAP的类型
CHAP是在HAP的基础上获得的。CO32-的取代可发生在HAP中2个不同位置(OH-、PO43-) 上。由于CO32-取代的位置不同,CHAP可分为A型、B型、AB混合型3种类型。不同方法制备的CHAP在HAP中的CO32-替换晶体化学类型不同,如均相沉淀法制备的CHAP属B型替换,固相离子交换法制备的CHAP属A型替换,溶胶-凝胶法制备的CHAP属AB混合型替换[3]。
CO32-对OH-进行的取代(即通道位置取代)称为A型取代,过程为[4,5,6]:
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式中:1个CO32-取代2个OH-,保持了电荷平衡。CO32-取代OH-可能有2种取代方法:一是取代2个相邻的OH-;二是二羟基取代,即每2个相邻的通道之间,每个通道1个OH-。
CO32-对PO43-进行的取代,即四面体位置取代,称为B型取代。B型取代有2种形式[4,5,6]:一种是由碳酸根旁边的额外羟基补偿电荷,1个COundefined和1个OH-一起在同一个位置取代1个磷酸基团。
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另一种是作为CO32-来源的反应剂所引入的Na+、NH4+或K+辅助取代了Ca2+,即发生共取代,以保持电荷平衡。
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A、B型取代同时发生称为AB混合型取代。取代过程中也是通过Na+、NH4+或K+辅助发生共取代来保持电荷平衡。总过程为[4,5,6]:
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由上述方程可知,CHAP的CO32-含量可变,可以调整碳含量,提高Ca/P比。
1.2 CHAP与HAP相比的优越性
CHAP具有与HAP相同的特殊晶体化学特点,对重金属离子有优良的表面特性和离子吸附与交换性能,能对重金属离子产生多种吸附作用,达到较高的治理重金属废水的目的[7,8]。
CHAP结构中有大量孔隙,这些孔道为吸附重金属离子提供了良好场所。另外由于CO32-的融入,使得合成的CHAP结晶度下降,分散性好,颗粒更加细微,这些变化更有利于对重金属离子的吸附。刘明星等[8]的研究表明,CHAP具有大量微孔,衍射峰的峰形有明显的宽化现象,这些显示了CO32-的掺入对CHAP结构的影响。
由此可见,与HAP相比,CHAP结构发生明显畸变,结晶度下降,孔隙发育,颗粒均匀且分散性好,比表面积和有效表面活性增大,对重金属的吸附能力更强,能更好地固化水溶性重金属离子。
2 CHAP对重金属离子的吸附性能研究
2.1 CHAP对单个重金属离子的吸附
碳羟基磷灰石作为吸附剂,具有较强的吸附性能,可用于处理废水中重金属离子,是环境保护中的一种新型环境功能材料。近年来CHAP在废水中重金属离子的处理方面已有不少研究。CHAP对重金属离子的吸附性能研究已有的主要是对Cd2+、Cu2+、Zn2+、Mn2+、U、Pb2+、Ni2+、Cr6+等重金属离子的吸附。
郑伟等[9]研究了CHAP吸附处理废水中Cd2+,对Cd2+的去除率可高达96%。唐文清等[10]研究了CHAP去除水中的Cu2+,对Cu2+的去除率可达99.30%。罗道成等[11]在静态条件下,对CHAP吸附Zn2+进行了研究,对Zn2+的去除率可达 98%以上。唐文清等研究了CHAP对废水中Mn2+的吸附作用,对Mn2+的去除率可达97.9%[12];用CHAP作为铀的吸附剂进行吸附实验,对铀去除率高达98.18%[13];并把CHAP用作去除废水中Pb2+的吸附剂,0.6g/L的CHAP对750mg/L的Pb2+的去除率可达99.9%[14]。郑少平[15]研究了CHAP对Ni2+的吸附性能,吸附量达到35.48 mg/g。唐文清等[16]利用CHAP对含铬(Ⅵ)废水进行吸附研究,铬(Ⅵ)离子的吸附率达到98.3%以上。
综上所述,CHAP对重金属离子有很好的吸附能力,去除率高,在常温下即可有很好的吸附效果,很适合于吸附去除重金属离子。
在研究CHAP对重金属离子的吸附性能过程中,主要分析了重金属离子初始浓度、CHAP的用量、pH值、温度、作用时间等几个影响因素。CHAP对各重金属离子的吸附情况总体是相同的,只是影响因素的具体值有差别,这些具体值与各重金属离子在不同条件下的性质有关。
CHAP对各重金属离子吸附性能是通过一定条件下的去除率来体现的,各种影响因素对吸附影响强弱也是通过去除率变化来体现的。在考虑影响因素的具体影响时,都是改变其中一个影响因素,其他条件不变的情况下,测试对重金属离子的去除率。唐文清等[17]研究了CHAP对废水中Cd2+的吸附,通过对Cd2+初始浓度、CHAP的用量、pH值、温度、作用时间几个主要影响因素对Cd2+去除率的影响分析,认为影响最显著的是pH值,其对去除率影响最大,温度对去除率影响最小。
综合分析可知,CHAP对重金属离子吸附性能影响强弱的顺序是:pH值>CHAP的用量>重金属离子初始浓度>作用时间>温度。
2.2 CHAP对多种重金属离子的吸附
废水中的重金属离子常常不止1种,一般都是多种重金属离子共存。在用CHAP吸附处理这些重金属离子时,就要考虑CHAP对各种重金属离子的吸附影响因素的具体影响,选择较适宜的吸附条件。同时需要考虑多种重金属离子与单一重金属离子相比,在吸附过程中是相互促进,相互抑制,还是相互之间没有作用,这就需要在相同条件下让两者做对比。郑伟[18]对4种重金属离子共存的溶液用CHAP吸附处理进行了研究,发现重金属离子共存的溶液在进行吸附处理时,各种离子是相互抑制、相互竞争的,由其竞争力决定其去除率。
2.3 不同碳含量(CO32-含量)的CHAP对重金属离子的吸附
CHAP晶体结构中的CO32-含量可以通过红外光谱法、粉晶X射线衍射峰对法、电子探针-化学式计算法等来确定[19,20,21,22]。
CO32-含量对CHAP的晶粒尺寸、粉体组成、形貌、化学性质等都有影响。朱庆霞等[23]研究了CO32-含量对CHAP形貌的影响分析(图1、图2,其中,HA-羟基磷灰石,CHA1-CO32-的质量分数为8.5%,CHA2-CO32-的质量分数为4.5%),结果表明,随着CO32-含量的增加,CHAP结晶度降低,晶粒尺寸减小。另外,CO32-含量还对CHAP的致密度、分解温度等有影响。综合分析可知,随着CO32-含量的增加,CHAP的晶粒尺寸和长径比减小,晶格畸变,结晶度降低,比表面积和表面活性增大,具有良好的生物相容性和对重金属的吸附性能。
不同CO32-含量的CHAP由于晶体结构不同,对重金属离子的吸附性能也不同。唐文清等[24]对不同Ca/P比碳羟基磷灰石对Cu2+的吸附性能进行了研究,结果显示,改变尿素用量可以改变CHAP的Ca/P比,改变比表面积;随Ca/P比的增大,CHAP对Cu2+吸附的固相-水相分配系数增大,有利于增大吸附量。Ca/P比越大的CHAP,吸附能力越强。
由上可知,HAP中由于CO32-的融入,形成的CHAP粒径等的变化使其对重金属具有良好的吸附性能。CO32-含量越高,CHAP对重金属离子的吸附性能越好。
3 CHAP对重金属离子的吸附机理探讨
3.1 吸附类型
在重金属离子的处理中,主要利用CHAP表面对重金属离子的吸附作用,通过CHAP多孔性和特殊的表面化学特性,使废水中的1种或多种物质被吸附在表面而去除。
CHAP吸附重金属过程的机理直接影响对重金属离子的吸附程度[17,25]。酸性条件,CHAP的溶解度增大,对其吸附不利,去除率低;随着pH值的增加,去除率也增加。说明CHAP对重金属离子的吸附主要是通过表面络合和离子交换吸附,化学沉淀为次。随温度升高,CHAP对Cd2+的去除率先升后降,说明在温度不高时存在物理吸附、表面络合和离子交换吸附等,去除率增加;温度升高,物理吸附发生解附,去除率下降。由此可见,CHAP对重金属离子的吸附过程中存在物理吸附、离子交换吸附、表面络合和化学沉淀。
3.2 吸附等温式
常用吸附等温曲线方程为Langmuir和Freundlich方程。
Langmuir吸附等温式为:
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式中:qe为平衡吸附容量(mg/g);qm为饱和吸附容量(mg/g);Ce为平衡质量浓度(mg/L);Ka为Langmuir吸附系数。
Freundlich吸附等温式为:
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式中:Kf为Freundlich吸附系数;1/n为常数。
CHAP对重金属离子Cd2+、Cu2+、Zn2+、Mn2+、U、Pb2+、Ni2+、Cr6+等的吸附等温线基本符合Langmuir和Freundlich方程[9,10,11,12,13,14,15,16],以Cr6+为例。
唐文清等[26]研究了CHAP吸附废水中六价铬(表1),CHAP对Cr6+的吸附行为基本符合Langmuir吸附等温式和Freundlich吸附等温式。
由上述吸附等温式可以看出,等温方程的拟合度很高,CHAP对重金属离子的吸附基本符合Langmuir和Freundlich方程。
4 结语
羟基磷灰石 篇5
关键词：纳米羟基磷灰石；聚羟基丁酸酯-羟基戊酸酯共聚物；聚乙二醇；硫酸庆大霉素；局部药物释放系统
中图分类号：R965文献标识码：B文献编号：1671-4954（2010）11-818-03
Doi：10.3969/j.issn.1671-4954.2010.11.028
局部药物缓释系统（drug delivery system，DDS）因其在局部能达到高的药物浓度，同时血药浓度低，不造成毒副作用，为治疗骨髓炎提供了一条有效的治疗途径。首先应用于临床的局部载药系统是聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）庆大霉素珠[1]。本研究采用具有生物活性的纳米羟基磷灰石（nano-HA）为载药核心载体，外包裹生物相容性好且可降解聚羟基丁酸酯-羟基戊酸酯共聚物/聚乙二醇（PHBV/PEG），承载硫酸庆大霉素（GM）制成nano-HA-PHBV/PEG-GM缓释微球，研究其体外释药特性，旨在为骨髓炎的治疗提供一新型的DDS。
1 材料和方法
1.1材料
nano-HA、PHBV、PEG由华南理工大学生物工程与材料学院提供。庆大霉素标准品购自中国药品生物制品检定所，批号30326-200314。M-H培养皿购自法国生物梅里埃，由南方医科大学珠江医院检验科提供。标准菌珠金黄色葡萄球菌ATCC25923由南方医科大学珠江医院检验科提供。
1.2方法
1.2.1 nano-HA-PHBV/PEG-GM缓释微球的制备
1.2.1.1 nano-HA-GM的制备将质量比为2∶1（GM：nano-HA）的庆大霉素药物溶于水，与nano-HA混合，在超声波中分散20 min，然后磁力搅拌70 h。停止搅拌后，将药物和nano-HA的混合液冻干，得白色冻干粉nano-HA-GM。
1.2.1.2 nano-HA-PHBV/PEG-GM缓释微球的制备将白色冻干粉nano-HA-GM分散于PHBV/PEG（PEG20000与PHBV的质量比为2∶1）的二氯甲烷溶液中，冻干粉与PHBV/PEG的质量比为1∶4。然后迅速倒入到外水相中，其中含0.4％甲基纤维素。油相与水相的体积比为1：10，剧烈搅拌直到二氯甲烷挥发完全。然后离心、过滤、水洗，收集固体冷冻干燥，制备出白色粉沫状nano-HA-PHBV/PEG-GM缓释微球。同法制备nano-HA-PHBV/PEG无药微球作为对照组。环氧乙烷消毒灭菌备用。
1.2.2 电镜观察将少量nano-HA、nano-HA-GM粉末和nano-HA-PHBV/PEG-GM微球加入有适量的无水乙醇溶液中，超声振荡10 min，然后将此悬浮液移到带微栅膜的铜网上，待乙醇完全挥发后，用JEOLTEm2010高分辨透射电子显微镜进行分析。nano-HA-PHBV/PEG-GM微球大小和表面形态电镜观察，微球铺在铝箔的粘性表面，微球的表面涂金后，即可在扫描电镜下观察微球形态。
1.2.3 微球的载药量取3个20 mg样品，溶于1 ml二氯甲烷，加入5 ml PBS溶液，剧烈振摇10 min，静置1 h，然后取上清液，按衍生化法测定356 nm紫外吸光度，计算出载体中药物含量平均值。
1.2.4 绘制庆大霉素浓度-抑菌环直径标准曲线
1.2.4.1 标准庆大霉素液的配置用pH 7.4的PBS缓冲液将庆大霉素稀释成系列标准液，浓度为2000、1600、1200、800、500、200、100、50、20、10、5 μg/ml。
1.2.4.2 K-B法抑菌实验取90 mm MH琼脂培养皿，每个平皿涂布0.5 U浊度金黄色葡萄球菌（ATCC25923）。将直径为6 mm的无菌滤纸置入平皿中，每片滤纸加庆大霉素标准液10 μl，每个浓度3个样品，分别置于3个培养皿中，37 ℃培养24 h。游标卡尺测量各浓度抑菌环直径，取平均值。
1.2.4.3 绘制标准曲线用SPSS10.0统计软件包拟合庆大霉素浓度与抑菌环直径的半对数标准曲线。
1.2.5 体外释放实验
1.2.5.1 体外释放试验[2]取3个小瓶，每个瓶内放置90 mg nano-HA-PHBV/PEG-GM微球，加入0.1 mol pH 7.4的PBS液1 ml，37 ℃下浸泡24 h。吸除浸出液，药粒用PBS冲洗3次，更换PBS液，继续浸泡。按浸泡后第1、3、5、7、10、14、21、28 天留取浸出液，-30 ℃存放。等量nano-HA-PHBV/PEG微球浸兆方法如上。
1.2.5.2：抑菌实验按制作标准曲线的方法进行抑菌实验，游标卡尺测量抑菌环直径。
1.2.5.3：绘制释放曲线用标准曲线计算出各标本药物浓度，用SPSS10.0统计软件包绘制微球释药浓度与时间关系曲线。
2 结果
2.1 电镜观察结果和微球的载药量
2.1.1 电镜观察结果在透射电镜下可见：nano-HA为纳米相晶体颗粒，尺寸为20～60 nm（图1），nano-HA-GM由于晶体自然凝聚以及庆大霉素药物颗粒叠加在一起成为所谓的“二次颗粒”，其大小在100～300 nm（图2），nano-HA-PHBV/PEG-GM微球透射结构为PHBV/PEG膜包裹纳米级nano-HA-GM药粒形成微球（图3）。扫描电镜观察：制备的微球呈白色，形态大小均匀规整，微球粒径为5～100 μm，微球表面形态一致，表面为多孔呈皱缩结构（图4）。
2.1.2 载药量微球的载药量为8.6％。
2.2 标准曲线
根据实验结果绘制庆大霉素标准曲线，方程为：y=8.909x-1.041，r=0.998。
2.3 体外庆大霉素浓度的测定
3个试样中庆大霉素均能从药棒向PBS液中扩散，具有明显缓释作用。第1个24 h释放量最大，达165.2 μg/ml，以后逐渐减少，但2周时释放量又增大，为46.8 μg/ml，其后以较低浓度维持，第28天仍有8.5 μg/mL庆大霉素释放量，高于金黄色葡萄球菌最小抑菌浓度（2 μg/ml）。对照组无药物释放。
3 讨论
3.1 载药材料的选择
DDS传统的载体材料主要可分为聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）、无机盐材料、骨移植材料等。PMMA是最早被用作局部缓释药物的载体，曾被广泛的应用，在体内不降解，需二次取出，限制了其应用范围。目前应用的无机盐载体主要是生物陶瓷，常用的有羟基磷灰石陶瓷、磷酸三钙等。生物陶瓷主要的优点是其结构和骨相似，高的组织相容性，缺点是硬度大，不易塑型。骨移植材料包括自体骨、异体骨、异种骨，在成骨方面有着人工材料无法比拟的优势，但来源有限而且异体骨、异种骨有排斥反应。为探寻新型的DDS载体材料，本研究研制了一种具有nano-HA与PHBV/PEG复合体材料的DDS。HA为天然骨组织中主要的无机盐成分，有成骨活性，而且纳米HA有很大的比表面，因而有很强的吸附和承载药物的能力。常用的多聚物有聚乳酸（PLA、PLLA）、聚乙二醇（PEG）、聚羟基丁酸酯－羟基戊酸酯共聚物（PHBV）等，它们有良好的组织相容性，可降解，具有弹性，降解速度通过改变多聚物的亲水性和晶体结构来控制。由于这些特点，PHBV、PEG制成的DDS具有良好的药物缓释性能[3，4]。因此，该DDS符合治疗骨髓炎理想的DDS载体材料所应有的特点：良好的组织相容性、载药和缓释性能及成骨活性[5]。
3.2 体外释药的特点
治疗骨髓炎要求系统使用抗生素时间应该达到4～6周。该DDS在体外释药过程中无明显的突释现象，此特性可避免体内释药时全身毒副作用的发生，药物浓度随天数逐渐减小，同时有稳定的低浓度释药，释药时间达28 d以上。2周时药物浓度又升高，原因可能为PHBV/PEG缓释膜溶胀后孔隙增大，从而导致药物释放的加速。该DDS微球之所以能保持长时间的药物缓释，与它的结构有关。nano-HA- PHBV/PEG-GM缓释微球存在特殊结构：首先微米级球体内包含着纳米级药粒，由于微米球粒径远大于纳米球，在释药过程中药物透过球体路径较多，导致药物释出时间延长；其次内部nano-HA吸附作用会使药物释放速度缓慢，同时PHBV/PEG膜保证了水分进入和药物缓释，在微观结构上就形成了一个DDS单元，每个单元都具有载药缓释的基本性能，能有效地避免药物突释，保持长时间的药物缓释。
3.3 应用前景
DDS对模药的要求较为严格，抗菌剂应具有抗菌谱宽、亲水性、不良反应小以及对热稳定等特点，以适应制造工艺要求。nano-HA-PHBV/PEG-GM缓释微球制备过程简单，相对来说，拓宽了对抗生素的选择范围。基于慢性骨髓炎常为多种细菌感染引起，在进一步研究中，模药可选取更多抗菌谱广、效力强而毒副作用小的抗菌药物，例如氨基糖苷类、β-内酰胺类、喹诺酮类以及万古霉素等药物，以提高DDS对骨髓炎的治愈率。目前已研制的DDS形态许多为块状，实际应用中难以与骨腔完全贴敷，从而残留死腔，为骨髓炎的复发创造了条件。
nano-HA-PHBV/PEG-GM微球因体积小，在临床应用可以完全充填骨髓炎病灶残腔，以便于更充分的在局部释放有效的药物浓度，从而有广泛的应用前景。
【参考文献】
[1]Buchholz H，Chekofsky K，Brause B，et al.Depot effects of various antibiotics mixed with places resins[J].Chirurg，1970，41：511-5.
[2]陈爱民，侯春林，屠开元.几丁糖庆大霉素药物释放系统的研制及体外释放实验[J].中华骨科杂志，1997，17（9）：591-3.
[3]陈建海，陈志良，侯连兵，等.以PHBV/PLA为载体的地西泮缓释微球体外释放度的研究[J].中国药科大学学报，2000，31（1）：11-4.
[4]Huang YY，Chung TW.Microencapsulation of gentamicin in bio- degradable PLA and/or PLA/PEGcopolymer[J].J Microencapsul，2001，18（4）：457-65.
羟基磷灰石微载体的应用及制备 篇6
羟基磷灰石(Hydroxyapatite,HA)在结构和成分上非常类似于人与动物硬组织中的无机成分,无毒、耐腐蚀,且具有良好的生物相容性,在组织工程中扮演了重要角色[1]。为了给体外骨组织细胞提供一种模拟骨基质的培养环境,更好地反映体内骨组织的真实生存环境[2,3],制备能满足更高要求的HA微载体及其应用已成为大家研究的热点。
1 HA微载体的制备方法
自Wan Wezel用DEAE-SephadexA50研制的第一种微载体问世以来,目前国际市场上出售的微载体商品的类型已经达十几种,包括液体微载体、聚苯乙烯微载体、藻酸盐凝胶微载体[4]以及磁性微载体等。常用的商品化微载体有3种:Cytodex1、2、3,Cytopore和Cytokine。国内外很多文献讲述了关于HA的制备与表征,但是大部分是针对HA颗粒以及纳米级HA粉体的研究[5,6,7]。目前,微球形HA相对于无规则颗粒HA而言,因其优良的性能和广阔的应用前景而引起了研究者的关注和研究[8,9,10,11]。其常用的制备方法有:微乳液形核法、模板-自组装法、高温熔融法、喷雾干燥法。
1.1 微乳液形核法
微乳液形核法[12,13]是制备羟基磷灰石微载体的一种简单易行的方法,它是在表面活性剂的作用下将两种互不相溶的溶剂形成均匀的乳液,从乳液中析出固相从而制备出一定粒径的粉体。目前,国内外很多研究者用此方法制备了各种不同材料的多孔或空心微球。Hae Hyoung Lee等[14]利用油包水的方法制备了HA-高分子材料微载体,在1200 ℃高温下烧掉高分子材料后得到多孔的HA微载体,并利用制成的HA微载体作为硬组织替代物,使用效果良好。Fei Gao等[15]利用双乳液法制备了厚度可控且空心的微载体。Seok-Jung Hong等[16]利用水包油的方法制备了粒径大于50 μm的多孔微载体。此方法具有制备装置简单实用、球形粒径可控、应用领域广等特点;与此同时,也伴随着制作步骤繁琐、产量较低、微球性能单一、难于工业化生产等缺点。
1.2 模板-自组装法
模板-自组装法[17]是制备空心微载体常用的方法之一。如图1(根据参考文献[17]修改)所示,首先选择合适的前驱体材料作为模板,通过一定方法在模板材料表面包裹一层需制备材料,最后将模板前驱体材料去除,便获得空心或多孔的微球材料。该方法较易控制核心的大小、成分、结构等。但是在引入前驱体作为核心材料的过程中会浪费资源,且在去除核心的过程中可能会对所得材料的性能有负面影响。
1.3 高温熔融法
高温熔融法中所用的干燥介质的温度能熔化不规则的原始颗粒。利用此种方法制备微载体的过程中,熔融的颗粒由于冷空气等的作用在到达接受介质之前的飞行阶段,材料本身或结构会发生一些物理、化学变化,从而影响微球的形貌和结构。Dyshlovenko等[18,19]利用等离子作为干燥介质,制备出了空心结构的HA微球。该方法技术参数简单可控,所得微球结构致密、流动性较好、大小易控、产量较大,具有较好的应用前景,但是制备环境比较恶劣。
1.4 喷雾干燥法
喷雾干燥法[20]是工业生产中制备微载体应用最广泛的方法。制备过程如图2所示。一般步骤为:将溶液或悬浮液通过喷雾装置雾化成液滴,在一定的温度和压力下,当液滴表面的温度达到干燥温度时,表面溶剂迅速蒸发;当液滴表面的溶剂含量低于某一特定数值时,溶质开始发生沉淀;当溶剂蒸发的速度超过了溶质向液滴内部扩散的速度时,溶质在液滴表面沉淀形成球壳,进而颗粒内部的压力变大。若颗粒表面多孔,则压力释放形成空心球结构。Roy P等[21]通过控制前驱体溶液的浓度,还能得到实心球形、圆环状以及针状等特定形状的HA颗粒。喷雾干燥法制备微载体的过程具有连续可控、操作简单易行、反应无污染、可用于批量工业化生产等优点。其中喷雾干燥法又包括离心喷雾干燥法和火焰喷雾干燥法。
这几种制备HA微载体的方法各有优缺点,表1对其作了比较。
2 HA微载体的应用
HA微载体具有优良的化学稳定性,能与骨组织形成较好的结合,被广泛应用于药物缓释载体材料、分离纯化介质以及细胞培养载体等领域。
2.1 药物缓释载体
由于HA微载体具有一定的吸附能力,其作为药物载体材料表现出了广阔的应用前景。Y.Boonsongrit等[22,23]针对药物持续释放时间较短的问题,利用聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)对HA微载体进行包裹,使药物释放量变为216 h仅释放68%。Glmicher[24]利用HA晶体作为载体材料将抗癌药物载入体内,并研究其载药与释放曲线,发现其能够抑制恶性肿瘤的发展。Franois Y等[25]发明了一种植入体内的可用于药物输送的HA微载体,并发现该载有抗癌药物的微载体能充分抑制癌症的发展。
石海涛[26]利用乳化-溶剂挥发法[27]制得了吸附有胰岛素微球(IAMS)的Eudragit’L-100包衣微球(IAMSCE),以胰岛素为模型研究其载药释药性能,研究表明HA微载体具有良好的释药作用,发现在制备HA载药微球时控制吸附温度为30 ℃,吸附时间为30 min,胰岛素溶液质量浓度为2 mg/mL,pH值为6.2～6.5时可获得较理想的药物负载量(3.2%)和包封率(92%)。当羟基磷灰石微载体用作药物载体时其较小的颗粒尺寸、较高的内部孔隙率和中空结构有利于增大材料的比表面积,从而获得较高的药物负载量。药物负载量是微球所含药物量与微球的总量的百分比,Sivakumar M等[28]先后报道了HA微载体以及HA微载体复合材料作为药物载体的相关文章。Mansouri等[29]利用粒径在50～100 nm的羟基磷灰石微粒烧结制成粒径在2～6 μm的HA微载体,并将此微载体应用于护肤品行业。
2.2 分离纯化介质
HA微载体能够进行分离和纯化,是由于HA的晶面能够吸附酸性蛋白质和碱性蛋白质,而被吸附的酸性蛋白质可通过磷酸根离子的置换而释放,被吸附的碱性蛋白质可通过钠、钾、钙离子的置换而释放,所以其被广泛应用于高效液相色谱中分离和测定蛋白质、DNA、RNA。Tiselius及其合作者应用HA色谱柱作为蛋白质的分离纯化介质,Eis C[30]利用Bio-Rad公司生产的平均粒径约为20 μm的微载体作为基体从细胞中提纯磷酸化酶,发现回收率大于95%,纯度大于90%。由于HA晶型多数为不规则的片状结构,其脆性高、力学性能差,并且在流动相的作用下易碎,这使得HA色谱柱存在重复性差、柱效低等缺点,进而限制了羟基磷灰石在提纯领域中的应用[31]。
2.3 细胞培养载体
Ken Sugo等[32]利用粒径为200 μm左右的HA微载体培养鼠的骨髓细胞,并同时用T75板、HA涂层板作对照,结果发现细胞在HA微载体上的生长繁殖优于HA涂层以及T75板。Andrew Darling等[33]利用HA作添加剂,研发了一种粒径为200 μm左右的微载体,可用于细胞培养以及制作三维支架。Hope Andrew等[34]发明了一种微载体用于细胞治疗,并取得良好的效果。李志强等[35]用片状载体培养的Vero细胞,解决了微载体培养细胞受搅拌系统剪切力的影响而造成细胞脱落的难题。Yu Aso等[36]发明了一种可以高密度培养细胞的HA-collagen微载体。Jonathan Liu等[37]发明一种用HA作添加剂的微载体用来培养MDCK细胞,该细胞能用于病毒的生长。
3 展望
通过对HA微载体制备及应用的回顾,发现近年来研究者不断改进HA微载体的制备方法,以使其更适于工业化生产。HA微载体在药物载体、分离纯化及细胞培养等领域的应用仍较少。限制HA微载体广泛应用的主要原因是其制备方法存在以下的缺陷与不足:
(1)喷雾干燥技术的理论未能很好地应用于实践,系统能耗大、干燥设备进风温度低、材质差、进风变头设计不合理、加工精度低、排风过滤系统设计缺陷、自动化程度低。大量文献都集中报道利用热空气为干燥介质的雾化干燥法制备HA微载体,而以高温火焰为干燥介质的研究却少之又少。
(2)大量文献都集中在对HA粉体及纳米粒子的研究报道,而未见报道粒径在200 μm左右的HA微载体在药物载体及分离纯化方面的应用,未对固相磷酸钙盐在料浆中随温度和时间的具体结晶过程及其相应微观结构的表征进行充分、系统的分析。
(3)极少研究利用HA微载体与其他生物相容性材料制成复合支架。
(4)极少关注新型HA微载体的重复使用。
理想的HA微载体应有利于代谢产物的合成和分泌,促进细胞的高密度生长,有利于细胞的快速附着和扩增。HA微载体存在韧性差、强度低等力学性能方面的缺陷,因此,今后HA微载体研究的总方向是:要求HA微载体从单一性向复合材料发展,从致密性向多孔性发展,全面解决材料的强度、韧性及生物相容性等问题。为此,应继续探索复合材料综合性能及制备工艺优化的方法和途径,进一步促进HA微载体的发展及应用。
羟基磷灰石治疗磨牙折裂196例 篇7
1资料与方法
1.1 一般资料
门诊折裂牙患者196例196个牙, 男114例, 女82例, 年龄27～65岁。完全纵向折裂 (纵折) 140例, 完全斜向折裂 (斜折) 56例。其中170个牙在折裂前已经做过牙体牙髓治疗。
1.2 疗效评定标准
成功:患牙无自觉症状, 咀嚼功能正常, 全冠密合, X线片示根尖周及牙槽骨无异常。良好:患牙无明显自觉症状, 能咀嚼软食, 全冠密合, X线片示根尖周及牙槽骨有吸收。失败:患牙出现炎症、松动, 经保守治疗无效须拔除。
2治疗方法
2.1 纵折牙的治疗
用裂钻在牙冠表面做环周凹槽, d 0.2 mm结扎丝结扎患牙, 降低咬合。按常规对牙周、髓腔、根管用30 ml/L过氧化氢液与生理盐水交替冲洗, 髓腔或根管封药, 所用药物对牙周及根尖无刺激, 如碘仿、灭滴灵等, 粉末型羟基磷灰石加灭滴灵用丁香油调成糊状, 充入折裂之裂隙处, 根管充填, 垫基底, 永久充填, 金属全冠修复。
2.2 斜折牙的治疗
因斜折牙的折线斜行越过根管, 不能完善的行根管充填。常规治疗后, 应用粉末型羟基磷灰石加灭滴灵, 用丁香油调成糊状, 尽量充入根管, 并同时植入折裂之裂隙处, 垫基底, 永久充填, 金属全冠修复。
3结果
见表1。
4讨论
第一恒磨牙萌出早, 患龋率高, 接受牙体牙髓治疗的机会多, 治疗后易发生牙折。本组196牙中, 有170牙 (86.7%) 折裂前做过牙体牙髓治疗, 提示牙体治疗医师, 治疗时要考虑治疗后牙齿受力方向, 注意调和降, 以减少牙折的可能。磨牙又是主要功能牙, 因而其保存牙体的治疗意义更大。
折裂牙治疗前一定要先行结扎固定、牙周髓腔冲洗, 以便彻底清除裂隙处的感染源, 填塞口腔环境与裂隙间的通道, 减轻咀嚼、治疗过程中牙折片继续松动对牙周造成的损伤, 减少牙周感染的机会, 提高治疗的成功率。
羟基磷灰石的生物相容性好, 对牙周及根尖无刺激性, 可诱导牙骨质的形成, 加入灭滴灵对裂隙周围及根尖区的厌氧菌有抑制和杀灭作用相符。由此可见, 成功的关键在于根管、折裂隙内感染物质一定要彻底消除干净, 并用羟基磷灰石完善地充填裂隙, 使之与口腔环境的通道完全封闭。
参考文献
[1]王吉拉, 袁诗芬, 章慧青.羟基磷灰石治疗乳磨牙穿的临床疗效观察.临床口腔医学杂志, 1991, 7 (3) :1451.
羟基磷灰石 篇8
不锈钢、钛合金等金属材料作为人体硬组织的修复材料在临床上已应用很多年。但是,金属材料在人体内释放的大量金属离子会导致机体产生过敏、肉芽肿等对人体健康有害的现象[1]。金属基生物陶瓷涂层材料将金属优良的力学性能和陶瓷涂层的生物学性能结合起来,能够满足临床植入物材料的需要,受到广泛关注。生物陶瓷涂层主要分为两类[2]:生物惰性陶瓷涂层与生物活性陶瓷涂层。生物惰性陶瓷涂层其化学性质较为稳定,植入人体后与人体组织之间形成一层纤维组织,从而使人体组织长到植入体表面形成结合。但是其惰性不利于促进骨组织的结合和生长,临床上的应用受限。生物活性陶瓷涂层在植入人体后,能形成骨性结合,渐渐在临床上得到广泛应用。生物活性陶瓷涂层主要包括羟基磷灰石(HA)、生物活性玻璃以及钙硅基生物活性陶瓷涂层等。HA成分与人体骨和牙齿相近,含有人体骨新陈代谢所需的钙、磷等元素,植入人体后,其羟基(-OH)与骨细胞发生化学键结合,因而成为研究的热点。
本文主要介绍了HA涂层等离子喷涂、激光熔覆和复合技术等主要制备方法,并对其植入体的涂层失效原因进行简要分析。
1 生物陶瓷HA涂层的制备方法
目前制备HA生物陶瓷涂层的方法有:等离子喷涂、激光熔覆、浸涂法、溶胶-凝胶法、电泳沉积法、仿生涂层等[3]。与其他方法制备涂层相比,等离子喷涂制备的涂层具有更好的性能,是唯一一种被美国食品与药品管理局批准的制备生物医学涂层的方法[4];激光熔覆作为一种表面改性技术已广泛应用于航空、航海以及化学工业级生物医学领域[5],而制备的生物陶瓷涂层也表现出较大的优越性。单一方法制备HA涂层会存在许多缺陷,部分性能不能满足临床要求,使用复合方法制备涂层,往往能提高涂层的生物学性能和力学性能。
1.1 等离子喷涂制备HA涂层
等离子喷涂属于热喷涂技术,在等离子体(射频放电)中或等离子射流(直流电弧)的作用下,里面的金属或者非金属粉末被加热到熔融或者半熔融状态,在工作气体的作用下,这些粒子加速并撞击到经过预处理的基体材料表面,在基体表面流散、变形、凝固,后面的熔融粒子又在先前凝固的粒子上层层叠压,形成涂层。
国内外学者对制备的涂层影响因素以及提高涂层综合性能进行了广泛的研究。喷涂电流(200~500A)的增大使HA涂层的结构变得致密,硬度升高,孔隙度减少,同时随着涂层厚度的减小,涂层硬度也增大,涂层厚度为15μm时硬度达到最大值480HV[6]。但是,HA与钛基体的热膨胀系数不匹配,导致二者结合强度往往不高。在HA中添加Ti粉制备Ti/HA复合涂层,能缓解这种不匹配性,其涂层结合强度随着钛粉含量的增加呈现直线上升的趋势[7]。等离子喷涂制备的HA-ZrO2-Ti功能梯度涂层中[8],ZrO2-Ti作为中间层也能这种缓解不匹配性,从基体表面向外的截面上,涂层的硬度逐渐增加,同时微观结构与物相组成逐渐改变,涂层与基体之间没有明显的接痕。
HA涂层的韧性不足,导致使用过程中的破碎,通常使用增韧的方式来提高其韧性。ZrO2作为一种生物材料,具有相变增韧功能。在HA涂层中添加不同含量ZrO2,涂层的显微硬度、结合强度和耐磨性随着氧化锆含量增大而增大[9]。另外,在HA涂层中添加碳纳米管(CNT),CNT起到“加强筋”的作用,通过吸收断裂功,改变断裂行为,提高断裂过程的势垒等方式来改变复合HA涂层的断裂韧性和耐磨性[10]。
等离子喷涂HA涂层中的孔隙、裂纹等缺陷导致其耐腐蚀性能不足。HA涂层中加入生物惰性陶瓷材料如SiO2可以大大提高其抗腐蚀性能。另外,F元素能促使等离子喷涂HA涂层中氟磷灰石高度结晶,降低了HA溶解能力。同时涂层中较慢释放的小颗粒有利于改善骨结合[11]。
等离子喷涂制备HA具有沉积效率高(高效)、技术稳定(容易操作和掌控)等特点,同时能得到粗糙的涂层表面(种植后可与骨组织更紧密结合,并增大接触面)。但是其制备的涂层存在一定的缺点:(1)HA粉末在高温条件下容易分解;(2)等离子喷涂制备的HA涂层,其涂层与基体之间结合类型为机械结合,因此结合强度较低;(3)涂层在体内短期内能表现出较好的性能,但从长期来角度看,由于涂层在体液中的易降解,没有表现出优良的长期稳定性。
1.2 激光熔覆制备HA涂层
激光熔覆制备生物陶瓷涂层的过程是将高功率的激光束打到基体上,以预置粉末或者同步送粉的方式将其在基体表面快速熔化,从而形成熔覆层。激光熔覆涂层的增强机理可以概括为[5]:(1)细粒强化。由于快速的加热和冷却,激光熔覆涂层的微观结构细化。(2)弥散强化。增强相为熔覆材料或者在原位激光熔覆过程期间合成的,这些增强相均匀地分散在基体中。其制备的涂层具有如下优点:高的耐磨性、良好的耐腐蚀性、良好的生物相容性[12]。
在激光束的高温下,CaHPO4·2H2O与CaCO3反应生成HA涂层[13],涂层由内而外钙元素增多,硬度逐渐增大。在激光熔敷制备HA涂层时,混合粉末的Ca/P物质的量比(CMRP)对涂层中反应生成的物质相影响很大,当CMRP高于1.54时,才能生成HA,并随着CMRP增加,HA的产生量缓慢增加。随着CMRP的增加,涂层结合强度和孔隙率会下降,但裂纹的数量会增加[14],当CMRP达到2.0时,涂层中存在大量的磷酸四钙(TTCP)相[14]。
F.Lusquinos等[15]研究了激光功率、扫描速度和送粉速率等工艺参数对激光熔覆HA涂层宽度、厚度、表面粗糙度和结合强度等涂层性能的影响。涂层的密度和厚度随着功率增加而线性变大。送粉速率越快,涂层表面粗糙度越低。这些工艺参数对涂层性质的影响能够帮助我们理解涂层的形成。邓迟等[16]对熔覆过程中温度场进行了数值模拟,发现促进涂层与基体界面冶金结合的涂层表面的最高温度为2481K,界面的最高温度为2148K,对应生成的涂层呈梯度分布,有利于提高涂层的稳定性。
但是激光熔覆合成HA生物陶瓷涂层也存在一些缺陷。由于激光熔覆过程中,HA高温分解以及反应生成杂质相,导致涂层HA含量不高[14]。另外,磷酸四钙(TTCP)合成条件与HA相近,在快速冷却过程中更倾向于合成TTCP,从而造成激光熔覆所制备的陶瓷涂层HA含量极低,甚至不存在HA,需要进行后处理来重新结晶生成HA。
为了控制HA在高温下的分解,J.Gary等[17]使用激光以一种新的方法在较低的温度下制备了钛基HA涂层。热量主要被金属基体和涂层/基体界面吸收,HA涂层表面温度很低。这样既能保证涂层与基体的结合强度,还能避免HA涂层的高温分解导致生物活性的降低。数值模型计算表明涂层厚度为15μm或者更高时,HA热分解最少。
1.3 复合技术制备生物陶瓷HA涂层
综上所述,对于单一方法制备HA复合涂层的研究很多,也取得了很多有益的成果,但也存在一些缺陷,如制备过程中涂层的热分解、脱羟基等现象。通常利用激光重熔、热处理、电极化处理等方法对HA涂层进行一定的后处理,以改善涂层的力学性能和生物学性能。
激光重熔喷涂涂层[18]是利用高能束的激光束对涂层表面进行照射,使喷涂涂层快速熔化,然后使其快速冷却凝固。喷涂涂层在激光重熔过程中,气孔周围的熔融体能够填充孔隙,降低孔隙率,涂层内部的应力得到释放,微裂纹减少,硬度也会提高。还能使基体与涂层之间实现冶金结合,提高涂层的结合强度[19]。高亚丽等[19]激光重熔了镁基等离子喷涂HA涂层,经过模拟体液12天的腐蚀后,表面形貌比较完整,无腐蚀坑的出现,表现出了较好的耐腐蚀性。
热喷涂HA涂层进行热处理,可促进HA从非晶态向晶体的转变,涂层孔隙度减少,提高了涂层的抗腐蚀性,结合强度也显著提高[20]。鲍雨梅[21]对热喷涂HA涂层在600~800℃保温热处理后,HA结晶度得到提高,含量升高。HA失去羟基从而变成缺氧的HA,但是其结构保持不变,涂层的结合强度也得到提高。但是,在热处理期间,HA的重结晶导致涂层热膨胀系数的变化和体积收缩,诱导出较大而且集中的裂纹,降低涂层结合强度[22]。
对气溶胶沉积制备的纳米HA涂层进行水热处理[23],处理后涂层结晶度得到提高且没有改变纳米材料的结构。针状磷灰石晶体只形成在170~190℃水热处理的涂层表面,其表面成骨细胞活性与未处理的相比也得到显著提高,表现出了良好的生物活性和生物相容性[23]。用感应加热方法在双氧水处理过的炭/炭复合材料基体上制备三斜磷钙石层,最后利用水热处理使其转变成HA涂层。涂层与基体之间存在致密结构的化学键结合,剪切应力达到61.4 MPa,大于在髋关节步态期间的加载应力(35 MPa)[24]。Huan[g25]采用在碱液环境中电极化处理法对等离子喷涂羟基磷灰石涂层进行后处理,使涂层的杂质相与非晶相向HA相转变,并使涂层中羟基含量得到提高,恢复了涂层的结构完整性。另外,处理后涂层表面的裂纹较少,亲水性能提高,附着更多的负电荷的羟基,这些羟基能够激活成骨细胞和骨修复。
2 生物陶瓷涂层的失效研究进展
近年来,骨科植入物的数量急剧上升,我国骨科植入物的年需求总量超过130万件[26]。骨科植入物的失效形式主要有:断裂、过敏、无菌炎症、不愈合、疼痛、弯曲、松脱、感染、排斥反应等。对上述失效现象进行分析,其中涉及到涂层失效所致的表现形式主要有:过敏、无菌炎症、不愈合、疼痛、松脱。
2.1 涂层力学性能方面
生物陶瓷涂层失效的内在原因分析如图1所示。在人体内,HA涂层力学性能的不足也能导致脱落,其原因主要有两个方面[27]:(1)由于线膨胀系数不匹配,钛基涂层与基体的结合强度低;(2)涂层溶解度较大,这是由于等离子喷涂是在高温下进行,HA晶体很容易被分解为非晶态的磷酸三钙、磷酸四钙、CaO等杂相[2],而这些物质的溶解度较大,加速了涂层的溶解导致涂层内部结合强度的下降,从而加速涂层脱落。
涂层和植入物基体之间结合强度是一个非常关键的因素,它极大地影响了涂有HA层的植入体的长期性能。涂层与基体的结合强度取决于界面化学键和机械联锁[28]。机械联锁能够通过增加涂层表面粗糙度实现。对涂层进行烧结处理,元素掺入和扩散使涂层/基体之间有更强的化学键,增加互锁,孔隙度降低从而变得更致密。HA涂层中添加CaF2,F元素有利于和OH基的H基形成氢键,在过渡区域形成复杂的Ti-P-O-F-Ca化学键;另外,含氟HA涂层的热膨胀系数从15×10-6/℃降到9.1×10-6/℃,涂层和基体的不匹配性减少。这些都有助于提高结合强度[11]。在腐蚀性能方面,腐蚀通常发生在表面破坏严重的地方,裂纹增加了腐蚀液的接触面积,形成局部腐蚀。水和Cl-通过微孔为进入涂层并在基体/涂层之间引起电化学反应。在涂层/基材界面生成的氢离子(H+)降低局部pH值,加快了HA的溶解,发生的反应[29]为:
在涂层中添加成骨细胞中必不可少生物相容性元素Si或者ZrO[30,31]2,能形成致密且均匀的、孔和裂纹更小的涂层,极化实验结果显示该复合涂层比纯羟基磷灰石涂层在SBF中具有更好的电化学行为。涂层植入物在人体服役过程中长期处于摩擦磨损状态,由于涂层硬度低、表面裂纹等原因,涂层磨损得很快,产生大量的磨损颗粒。腐蚀产生的钝化膜稳定性较低,磨粒使快速形成的膜遭受破坏和剥离,因此形成裂纹和孔隙。在磨痕处,腐蚀膜形成和破坏交替发生,从而增加涂层的磨损量。腐蚀和磨损表现为协同作用[32]。
在裂纹前端弯曲产生的复杂的残余应力和所施加的应力作用下,涂层裂纹可以通过可能的缺陷(如内部微孔和微裂纹或者未粘接的扁平粒子)进行扩展,导致涂层断裂。由于大量缺陷在涂层内,而不是在界面处,涂层/基体界面的断裂能量高于HA涂层,弯曲断裂主要发生在HA涂层/基体界面附近[33]。
2.2 涂层生物活性方面
植入体在人体内引起疼痛的原因有[34]:植入体松动、感染、断裂、滑膜炎、金属超敏反应、关节撞击或脱位等。引起植入体松动的原因主要有[34]:植入体和骨界面之间产生微动现象抑制了其周围骨组织的生长,植入体缺少这些组织的有效支撑;关节液流动及产生的变化压力;涂层分解的微粒引起炎症导致骨溶解。当植入人体后,宿主组织细胞和细菌微生物在植入体表层争夺过程称为表层竞争[35]。细菌感染是细菌粘附和随后随形成的生物膜层定植的结果。植入体周围感染引起的手术后并发症会减少创伤骨科手术的成功率。金属假体表面喷涂HA可促进植入体-骨界面的骨性连接,使人工关节假体获得骨性稳定,同时在假体周围产生了封闭效果,可有效阻止关节液的流动及磨损颗粒的迁移,因此HA涂层可防止植入体无菌性松动的发生。但HA涂层也存在着脱落、被吸收和崩解等风险。在被吸收的区域,不能形成质量足够好的新骨,这些现象影响植入体的稳定性和HA涂层的密封性能[36]。在长期病人随访中,已报告了一些HA涂层对应的髋臼上会出现聚乙烯磨损、髋臼松动、不稳定性或感染等失效。HA分解产生的粒子嵌入在聚乙烯表面形成三体磨损,导致产生更多的聚乙烯粒子,引起骨质溶解等聚乙烯疾病[37]。另外,关节和骨的完全贴合可以看作是阻止有效关节间隙扩展的可靠保障,而聚乙烯疾病会破坏这种保障[36]。
在植入体手术中,尽管施以积极的抗生素治疗,植入体相关的感染仍时常发生,复杂生理环境导致关节融合、截肢、甚至死亡[35],研究也报道钙磷涂层在种植体周围感染的风险比非涂层植入物高。银是一种强效的抗菌剂,生物活性银离子(Ag+)对病原体产生致命的影响,具有广谱的活性[38]。制备的羟基磷灰石涂层中的银离子释放系统可以用来防止手术后感染和帮助骨整合[35]。在一些体外的研究中,利用HA涂层动力学释放的双氯苯双胍己烷、万古霉素、妥布霉素和其他的抗生素具有较好的抑菌作用[39]。在几十年临床案例中,含羟基磷灰石涂层与不含羟基磷灰石涂层股骨柄无菌性松动的发生率和术后Harris评分方面差异无显著性意义,而羟基磷灰石涂层对应的聚乙烯髋臼杯的磨损率相对较高,有关HA涂层假定的优点争论仍在继续[34]。
3 总结与展望
羟基磷灰石 篇9
由于石墨烯突出的力学性能,已经使其成为复合材料增强剂的理想选择［5］。目前已有一些研究表明,当石墨烯作为增强剂与HA制备成复合材料时,可使其力学性能得到提高。如北京大学Li Ming等［6］利用原位合成法制备了GO/HA复合粉体, 经压片后测其硬度较未加入石墨烯相比提高了70% ,弹性模量最大提高幅度为3. 4倍,达到19 GPa。国内宁波材料所的Liu Yi以及兰州化学物理研究所的Fan Zengjie也相继报道了石墨烯作为增强相提高了HA的力学性能［7］。所以,结合石墨烯优异的力学性能和低廉的原料成本,使其作为增强剂在HA复合材料领域的应用前景非常广泛。
1实验
1. 1实验原料
磷酸氢二铵( NH4)2HPO4,氟化铵( NH4F) ,四水硝酸钙Ca( NO3)2·4H2O,高锰酸钾( KMn O4) ,浓硫酸( 98% ,w/w) , 硝酸钠( Na NO3) ,双氧水( H2O2) 。
1. 2氧化石墨烯的制备
取3 g KMn O4并用研钵研磨。称取石墨粉( 另一配方中为膨胀石墨) 和硝酸钠各0. 5 g,将其放于500 m L烧杯中搅拌。 冰浴条件下依次加浓硫酸23. 0 m L( 98% ,w/w) 和3 g KMn O4继续搅拌。移去冰浴,在35 ℃ 水浴中反应1 h,缓慢加蒸馏水40. 0 m L,35 min后再加100 m L蒸馏水,缓慢滴3 m L 30% 的H2O2,混合物由棕黑变成黄色,趁热过滤。利用GL-21M高速冷冻离心机离心混合液,取沉淀将沉淀放于烧杯中,进行超声处理3次( 每次30 min) 。静置取上清液,真空干燥。
1. 3原位沉积法制备氧化石墨烯/ 氟羟基磷灰石复合粉体
将40 mg氧化石墨烯溶于40 m L去离子水中超声溶解5 min,加0. 01 mol / L四水硝酸钙溶液100 m L继续搅拌1 h,调p H到9。加磷酸氢二铵和氟化铵混合溶液100 m L( 调p H到9) 。 充分搅拌,将溶液离心分离,取沉淀物用去离子水清洗,40 ℃ 真空干燥8 h。
1. 4样品表征
采用场发射扫描电镜( Quanta FEG 650,FEI) 观察石墨粉、氧化石墨烯及氧化石墨烯/氟羟基磷灰石的表面形貌,并用能谱进行成分分析。 利用XRD ( D/MAX - 2500 /PC, RIGAKU) 分析试样的相组成。扫描范围5 ~ 80°,扫描速率3° / min。
2结果与讨论
2. 1石墨粉与膨胀石墨的形貌及成分分析
图1a为石墨粉的形貌照片,图1b为膨胀石墨的形貌照片。 从图中可以看到石墨粉的晶型为鳞片状,膨胀石墨的晶型为棒状。
2. 2以石墨粉与膨胀石墨为原料制备的氧化石墨烯的形貌及成分分析
图2a为石墨粉制氧化石墨烯的形貌照片,图2b为膨胀石墨制氧化石墨烯的形貌照片。可以看出由膨胀石墨制备的氧化石墨烯表面更平整,层间距更大。氧化石墨烯较大的层间距有助于后续FHA的注入提供了有利条件。
图3为膨胀石墨制氧化石墨烯的XRD谱图,试样在11. 8° 有氧化石墨烯的衍射峰。图4为石墨粉制氧化石墨烯的XRD谱图。试样在11. 3°有氧化石墨烯的衍射峰。说明氧化石墨烯得到了成功的制备,膨胀石墨制氧化石墨烯衍射强度更高且尖锐,说明由膨胀石墨制得的氧化石墨烯结晶度更高。膨胀石墨性质上结构更为疏松,有利于氟羟基磷灰石的负载。
2. 3 GO / FHA的形貌、元素及成分分析
图5为GO/FHA的FE-SEM图及能谱图,图6为GO/FHA的XRD谱图。从图5中可以看出,试样表面有Ca、P、F、C、 O等元素,并且Ca,P量之比为1. 65,接近于羟基磷灰石的理论比值1. 67,这说明,在氧化石墨烯的表面有羟基磷灰石的富集; 从图6可以得知有GO的衍射峰及HA衍射峰,再一次有力的证明了GO/FHA复合材料得到了成功制备。
3结论
硅替代纳米羟基磷灰石的研究进展 篇10
然而人工合成的HA力学强度低、生物反应活性滞后[2,3]、体内降解速率低、病人术后恢复时间长,增大了手术失败的风险。目前改善HA生物活性主要是通过离子掺杂改性。
研究发现,天然骨中的主要无机矿物不是化学计量的HA,而是不同程度缺Ca2+、PO43-或OH-的HA。不同含量的阴离子Cl-、F-、CO32-(A位)取代磷灰石晶格中OH-,SiO44-、CO32-(B位)取代磷灰石晶格中的PO43-;阳离子Na+、Mg2+、K+、Sr2+、Zn2+、Ba2+、Cu2+、Al3+和Fe2+等取代磷灰石晶格中Ca2+[4],离子替代能显著影响HA的生物活性、溶解性、晶粒大小、形貌和表面化学性质。其中SiO44-取代部分PO43-并入磷灰石晶格,会导致羟基磷灰石晶格畸变、结晶度降低、表面物理化学性质改变、骨诱导再生能力提高和骨组织与细胞、蛋白的相互作用[1]增强,因此硅替代对羟基磷灰石性能的影响得到广泛的研究。
1 Si在骨修复材料中的作用
Si元素广泛存在于人体血清、肝脏、肾脏、肺、肌肉、软骨组织及硬骨组织中。Carlisle[5]提出Si元素在骨中起着重要作用,并做了大量实验论证研究,得出Si元素是组织新陈代谢过程中的必需微量元素,参与骨组织和连接组织的形成和生长。
Pietak综述了水性硅在体内对成骨细胞、破骨细胞增殖分化和胶原产量的影响[6];同时也研究了Si-TCP中Si含量对成骨细胞和破骨细胞的作用机制。研究发现,水性Si含量在0~100×10-6会对成骨细胞的生长起促进作用,Si含量低于30×10-6会促进破骨细胞的生长,高含量的Si会抑制破骨细胞的分化和骨的重吸收。Xynos等研究发现,45S生物玻璃溶解产物中的水性硅对人类成骨基因的表达和胶原的合成有着促进作用[7]。Zhai等研究发现镁长石生物陶瓷能够诱导骨再生过程中血管生成,这是因为陶瓷在降解过程中为骨再生提供了大量的Si4+,硅离子可促进人体主动脉内皮细胞(HAEC)的增殖。研究发现,Si4+质量浓度在0.6~2μg/mL的范围内能够刺激HAEC分化和KDR、bFGFR1、TGFβR3、eNOS基因的表达,且Si4+质量浓度越高,刺激作用越明显。体内实验结果发现镁长石陶瓷较TCP陶瓷有更好的促进血管生成作用和骨修复再生功能[8]。
综上所述,硅离子广泛存在于生物体组织中,硅离子能够明显地促进成骨细胞的增殖分化、破骨细胞的生长,促进胶原的生成,促进血管生成因子的表达,且作用效果受硅离子浓度的影响。
2 Si-HA的制备方法
2.1 溶胶-凝胶法
溶胶-凝胶法是指向有机或无机盐配制成的溶液中,加入能使之成核、凝胶化的溶液,控制其凝胶化过程得到具有球形颗粒的凝胶体,经一定温度煅烧分解得到所需物相的方法。Balamurugan等采用溶胶-凝胶法,以Ca(NO3)2·4H2O为钙源,P(OCH2CH3)3(TEP)为磷源,正硅酸乙酯(TEOS)为硅源制备出了不含杂相的硅替代羟基磷灰石(Si-HA)。X射线衍射(XRD)分析发现产物均为羟基磷灰石相,且无杂相生成;傅里叶红外光谱(FITR)结果显示在881cm-1、798cm-1附近有SiO44-的基团所对应的吸收峰,且硅含量为5%的Si-HA在3570cm-1处OH-吸收峰的强度明显下降,说明SiO44-并入了磷灰石晶格导致晶体表面电荷不平衡,需要失去部分OH-维持电价平衡[9]。
很多研究者采用溶胶-凝胶法制备了Si-HA,但制得的Si-HA产物中易掺有第二相,且缺乏成骨细胞对材料的反应活性研究。
2.2 湿化学法
Gibson[10]分别以Ca(OH)2为钙源、H3PO4为磷源、TEOS为Si源,用湿化学沉淀法制备出Si替代含量分别为0.4%、0.8%和1.6%(质量分数)的Si-HA。煅烧到1300 ℃后观察发现,硅离子的并入会抑制晶粒长大,烧结后陶瓷的硬度会随着烧结温度的升高而增大。
Bianco等[11]采用湿化学沉淀法,分别以(NH4)2HPO4、Ca(NO3)2·4H2O、TEOS为原料和以Ca(OH)2、H3PO4、TEOS为原料合成出了Si掺杂质量分数为1.39%的SiHA-N和1.26%的Si-HA-I,并对其晶体结构、热稳定性、烧结活性、比表面积和微观形貌进行了对比分析,得出Ca(OH)2滴定法合成的粉体在较低的烧结温度下有着更高的致密度,同时其热稳定性好,耐高温,加热到1200 ℃不分解出现α-TCP第二相。
Th.Leventouri等[12]对化学沉淀法制得的0.4%(质量分数)Si-HA和纯HA进行了中子粉末衍射分析,分析温度从室温到20K,发现Si4+的并入使晶体结构发生很小的改变,热处理和Si4+的掺入量对晶体的形貌、结晶度和官能团组成均有影响。0.4%(质量分数)的Si4+替代会导致晶体沿c轴方向延长0.1%,单位晶胞的体积增长了约0.09%;由于SiO44-替代PO43-,为了补偿电价平衡,出现了13%的OH-空位;同时Si4+替代使磷氧四面体的键角增加0.2%。
湿化学法制备硅替代羟基磷灰石工艺简单,可进行大批量生产,合成晶体纯度高,粒径大小与人体内羟基磷灰石大小一致,但工艺参数需严格控制,防止合成过程中生产缺钙磷灰石晶体。
2.3 湿机械化学法
Ting Tian等[13]采用湿机械化学法,以Ca(OH)2、(NH4)2HPO4和Si(OCH2CH3)4(TEOS)为原料,按照n(Ca)/n(P+Si)为1.67进行配比,装入锆球为介质的高密度聚四氟乙烯球磨罐,并加入蒸馏水球磨12h,球磨速度为170r/min,后经过滤、洗涤、干燥,900 ℃煅烧2h,即得到Si含量在0.486%~1.954%(质量分数)的Si-HA。分别采用XRD、FTIR、TEM分析了晶体物相组成、表面官能团种类和表面形貌,结果发现随着Si含量的增大,晶体的结晶度降低,晶体尺寸减小。体外模拟体液(SBF)中矿化结果显示,随着矿化时间的延长,生长出的磷灰石越多,但粉体的结晶度会降低。
湿机械化学法不同于机械化学法,此种方法需要在反应物中加入溶剂相,溶剂相能够加快反应动力学过程,加速溶解、分散、吸附、反应速率和晶粒的形核和生长,同时湿机械法有在室温下即可反应、不需要高温高压环境、可进行大规模生产、生产效率高、生产成本低等优点,但合成出的粉体需要高温煅烧,会导致晶体的晶粒长大。
2.4 固相法
D.Arcos等[14]以Ca2P2O7、CaCO3和SiO2为原料按照化学计量比配比混合后,假设掺入的Si完全进入磷灰石晶格,混合后900 ℃煅烧2h,后升到1100 ℃煅烧72h,反复研磨得到单一的磷灰石相。对样品进行了化学元素分析,FT-IR、XRD结果发现Si4+并入晶格会导致SiO44-和HPO42-的形成,且中子衍射分析发现固相法产物中易产生氧化羟基磷灰石相,且氧化羟基磷灰石的羟基化会为HPO42-的形成提供H原子和位点。
固相反应法制得的粉末结晶度高,可进行大规模生产,但缺点是晶粒尺寸较大,往往有杂质相存在,研磨不仅费时,且易引入Fe、S等杂质污染样品。
2.5 超声共聚法
张超武等[15]以Ca(OH)2、H3PO4和TEOS为原料,控制pH在9~11.5之间,边滴加边剧烈超声搅拌,利用超声波的“空化作用”,使得钙源和磷源充分反应,SiO44-有效地替代PO43-,生成单相Si-HA。再将柠檬酸与丙烯酸制成的固化液与Si-HA按一定比例调制成含硅羟基磷灰石的骨水泥Si-HA。此种方法制备出的Si-HA晶粒细小而均匀、纯度较高,晶粒大小处于纳米级且晶体的大小会随着超声温度的升高有所增大。
超声共聚法制备的Si-HA能有效地防止次生相形成,合成粉体具有晶体细腻均匀、纯度高、晶粒大小处于纳米级等优点。
2.6 水热法
唐晓恋等[16]以Ca(NO3)2、(NH4)3PO4和TEOS为原料,按照羟基磷灰石的化学计量比n(Ca)/n(P+Si)=1.67配比,分别调节钙源和磷源的pH来控制混合液的pH为强碱性,室温反应完全后200℃水热反应8h,洗涤干燥,800℃煅烧6h去除其中的碳酸根和硝酸根。对晶体结构、表面官能团种类、热稳定性进行了分析,发现随着Si掺杂含量的增大,晶体的结晶度降低,尺寸减小,a轴参数减小,c轴参数增大,且晶体的热稳定性不受微量硅掺杂的影响,与Gibson[17]报道的结果一致。根据水热法本实验室合成出粒径分布均匀、分散性好、直径在30~50nm、长为100~150nm的硅替代纳米羟基磷灰石,如图1所示。
Aminian等[18]采用水热法,对比了相同条件下不同磷源制得的Si-HA的结构,钙源、硅源均为Ca(NO3)2·4H2O和TEOS,磷源则分别选用(NH4)3PO4和(NH4)2HPO4,分别命名为T组和D组,200 ℃水热处理8h后过滤洗涤干燥,800℃煅烧1h。将产物进行XRD、FTIR、SEM分析,发现以(NH4)3PO4为磷源制得的Si-HA中n(Ca)/n(P+Si)更接近自然骨,说明(NH4)3PO4相对于(NH4)2HPO4更适合作为合成Si-HA的原料。
B.Jokic等[19]采用水热法,以尿素和EDTA为模板剂,制备出球状和晶须状Si-HA。分别对其晶体结构和表面形貌及热稳定性进行了分析,结果发现,低含量的Si掺杂不会引入第二相,且会促进低温下HA向α-TCP转化,当Si掺杂含量较高时,会在球形和晶须表面沉积一层由TEOS水解单体凝结而成的纳米硅粒子。对两种材料进行细胞分化和细胞毒性试验,结果发现硅掺杂含量0.8%(质量分数)是细胞增殖的最佳含量,当Si含量高于此极限值后,高浓度的Si4+会抑制细胞的增殖。球形和晶须状Si-HA均对SaO2细胞有毒性,可能与材料中残存原料中的EDTA有关。
相对于其他方法,水热法制备的Si-HA颗粒大小均匀、分散性好、呈短棒状,短轴尺寸5~20nm,长轴尺寸30~60nm,颗粒均处于纳米级。人体骨中,纳米HA晶粒尺寸为(5~20)nm×60nm,水热合成制备出的晶粒大小与自然骨中大小相当,有利于制备出力学性能和生物相容性好的骨移植材料[20]。
3 硅在羟基磷灰石中的取代
硅离子掺杂主要以硅氧四面体替代磷灰石晶格中磷氧四面体,硅离子替代磷离子的位置,羟基磷灰石的结构示意图如图2所示[21]。Si-HA晶格中[SiO44-]四面体会占据部分[PO43-]的位置,由于Si4+半径(0.042nm)比P5+(0.035nm)大,且Si-O键的键长(1.62)大于P-O键长(1.51),SiO44-部分取代PO43-后使得a轴和c轴参数随着替代量的增加而增大[9]。
I.R.Gibson等[17]认为在体系中引入碳酸根离子的硅替代机制是:
他们认为Si4+并入到磷灰石晶格后n(Ca)/n(P+Si)与纯HA中n(Ca)/n(P)一致,未引入杂相。同时处于1100~900cm-1的磷酸根基团的ν3、ν4振动峰发生了畸变,这说明SiO44-占据了PO43-的位置,使得晶格中磷酸根基团键角和对称性发生畸变。
然而以TEOS作为硅源,在讨论Si在磷灰石中的替代时很少有人考虑TEOS在碱性和高温下的水解作用会为磷灰石晶格中引入大量的CO32-。D.Arcos等对TEOS的水解机制进行了详细的研究,认为TEOS既是硅源也是碳源,高温下TEOS的分解式为:
同时采用中子衍射分析发现CO32-比SiO44-更容易并入磷灰石晶格,对晶体无序度的作用更强,热处理到900 ℃能够促进SiO44-并入磷灰石晶格,取代CO32-,同时部分OH-缺失来维持电价平衡。Si4+的掺杂含量有极限值,超过2.6%(质量分数),Si4+并入后晶格中P和Si的位点没有更多的变化,反而通过Ca(Ⅱ)离子含量减少来维持晶体的电价平衡[22]。
4 Si-HA的体外生物活性
Si元素影响生物材料体外活性主要是因为硅离子的并入增加晶体缺陷,降低晶体结晶度,有助于无定形相形成[12],加速了晶体溶解速率,增加了晶体表面的负电荷,为体外矿化晶体的形核提供了更多的位点[23],同时刺激成骨细胞增殖和分化、破骨细胞的骨重吸收,有助于胶原的形成[5]。
体外细胞实验观察到Si-HAP上培养成骨细胞时,Si4+含量为3%(摩尔分数)是理想的Si4+替代浓度,此浓度可平衡材料的溶解速率和类骨磷灰石层形成速率,可维持细胞和基体材料的完整性[9]。Thian等研究发现2.2%(质量分数)是提高Si-HA涂层生物活性的最佳浓度,该浓度下人类成骨诱导细胞能够更好地附着在Si-HA涂层表面,且随着硅离子浓度的提高,细胞膜表面能够形成更多成熟的肌动蛋白纤维;Si离子浓度过大也会影响细胞的活性[24],骨矿化过程在Si含量4.9%(质量分数)时达到最大。Zhang等[25]利用体外诱导矿化法在Ti基体表面沉积了Si含量为0.14%~1.14%(原子分数)的Si-HA,并在表面培养成骨细胞,体外培养1天和3天后对比,观察发现沉积有矿化层的细胞数量多且活性高,培养在Si-HA表面细胞活性最高,且随着培养时间的延长,Si-HA表面细胞的活性更好、粘附细胞数量更多。
离子溶出浓度具有一个极限值,过低对骨形成影响不明显,过高会对细胞产生抑制或毒副作用,且离子之间相互作用共同影响细胞的生物活性,但具体哪种离子占主导作用还需深入研究[26]。有研究证明Ca2+浓度在(88~109)×10-6之间会减少Saos-2成骨细胞的增殖,太高的Ca2+浓度会对成骨细胞有毒性[27]。刘健等[28]用化学沉淀法合成出了不同硅替代含量的Si-HA,粉体煅烧前和煅烧后制成浸提液,在其中培养SD大鼠骨髓间充质干细胞,观察发现煅烧后Si-HA的浸提液更适合细胞生长,未煅烧粉体的浸提液因粉体结晶度低、存在无定形相、离子溶解速率过快、浸提液中离子浓度过大而阻碍细胞生长,导致部分细胞死亡、细胞相容性较差。
5 Si-HA的体内生物活性
化学计量HA在体内溶解速率慢,导致新骨生长速率低、骨键合能力弱,不利于骨缺损处骨修复,延长病人的术后恢复时间[29]。Si-HA生物陶瓷中硅离子的并入导致体内溶解速率高,能为新生骨形成提供充足的离子源,且最佳浓度硅离子掺杂可使得移植骨的溶解速率与新生骨的形成速率一致,能克服应力屏蔽和骨缺损处代谢差的问题[30]。同时Si-HA生物陶瓷的表面会形成一层硅氧四面体网络,这种表面能够富集易于形成结缔组织蛋白质的元素,为细胞的附着提供更好的位点;同时,这也能触发某种确定的信号,去刺激骨矿化过程[9]。
Zhang等[31]采用纤维烧结法制备出了孔隙率达67%、三维连通且机械强度与自然骨相当的Ti合金支架材料,在硅的过饱和溶液(SSS)中沉积形成类骨磷灰石矿化层后移植到骨密质中研究矿化层的体内生物活性。结果显示沉积有Si-HA的三维多孔支架上骨生长速率快且支架与骨组织之间形成了良好键合,证明了Si-HA矿化层有更好的骨诱导性和骨组织键合能力。Lai等[32]已经验证了Si4+在骨移植材料中的安全性,研究发现Si4+是以1.8mg/d的速率从尿液中排出体外。在肾脏、肝、脾、淋巴结等处观测Si4+浓度没有增加,只有骨周围Si4+浓度较高,这就说明硅替代钙磷材料在植入人体后对人体没有危害,且可从尿液中排出体外。
6 结束语