磷酸钙骨水泥的研究进展综述
作者：林立波* 曾维权*
单位：* 第三军医大学附属新桥医院骨科(重庆，400037)
关键词：
骨缺损的修复重建是骨科的一个重要课题 骨缺损的修复重建是骨科的一个重要课题。虽然新鲜自体骨是修复重建的一种有效材料，但因供骨来源有限，且增加手术创伤，使其临床应用受到很大限制。寻求合适的骨替代材料用于骨缺损的生物性重建是其出路所在。近几十年来，着力于寻求合适骨替代材料的研究十分活跃：同种骨，如脱钙骨基质；异种骨，如脱蛋白骨粉；无机材料类，如磷酸钙生物陶瓷，羟基磷灰石；有机合成可降解聚合物，如聚乳酸，聚乙醇酸，以及各种复合材料，如胶原羟基磷灰石，骨形成蛋白(bone morphogenetic protein，BMP)复合人工骨等，取得一定进展，但还是不令人满意。存在的问题主要有：第一，材料可塑形性差，不能临时塑形及自固化；第二，材料与骨结合的稳定性较差，特别是在修复早期不能提供足够的机械强度；第三，可降解聚合物虽有降解活性，但代谢产物可引起炎性反应，有一定并发症。磷酸钙骨水泥(calcium phosphate cement, CPC)的问世，正是为解决这些问题作出的有益探索。CPC又称羟基磷灰石骨水泥(hydroxyapatite cement, HAC)，最先由Brown和Chow于1985年研制成功，它是指一类以各种磷酸钙盐为主要成份，在生理条件下具有自固化能力及降解活性、成骨活性的无机材料[1～6]。与其它骨缺损修复材料(特别是陶瓷类)相比，除具有高度的生物相容性外，可临时塑形及自固化是其突出特点；与传统骨水泥相比，具有降解活性及成骨活性、固化过程的等温性特点[1～6]。这些特点在很大程度上符合临床修复骨缺损的要求，因此，它们日益受到重视，有广阔的应用前景。为加深对CPC的认识，现就其理化特性和研究现状作一综述。
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1 化学成份
CPC因研制单位不同，其组成也有所差别，但均含有固、液两相，固相主要由各种磷酸钙盐组成，液相为水或磷酸溶液。 主要的磷酸钙盐见表1[1]。表1所列磷酸钙盐参与构成CPC，或与CPC的固化过程有关，它们按Ca/P比率，碱度递增的顺序排列。在37℃下HA的溶解性最差，pH值低于4.2时，DCPA变为最难溶；pH值低于8.5时，TTCP的溶解性最好；而pH值高于8.5时，DCPD的溶解性最好。Chow认为各种磷酸钙盐的不同溶解性，是CPC固化反应的主要驱动力。主要的磷酸钙骨水泥见表2[2，7，8]，这些磷酸钙骨水泥是目前文献中常见的几种CPC成份。
2 理化特性
2.1 固化时间及机制
CPC的固、液两相按一定比例混合后，先形成一种可任意塑形的、能用于注射的糊状物，然后通过结晶反应，最终形成羟基磷灰石或磷碳酸钙而固化，此过程是等温的，固化时间为10分钟～15分钟，亦有报道6.5分钟～30分钟者；而结晶反应的最终完成则需3小时～4小时或更长时间(12小时)[1～5，7]。影响CPC固化时间的因素较多。Lacout等[8]发现，其固化时间随着固相中MCPM含量的增加及液/固比率(体积/重量)的升高而延长，随着反应温度的升高及磷酸在液相中的容积比增高而缩短。另外，固相颗粒的大小及形态在一定程度上也影响着固化时间。Chow[1]还发现，在固相中加入一定量的HA颗粒作引物，可加快固化速度。
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2.2 硬度(压缩强度及抗张强度)
有关这方面的资料，文献中报道不多，特别是CPC在修复骨缺损过程中强度演变的资料，更是未见报道。Constantz等[2]发现Norian SRS混合10分钟后可获得约10 MPa的初始压缩强度，12小时后其强度最强，压缩强度约55 MPa(大于松质骨)，抗张强度约2.1 MPa(约等于松质骨)。Costantino等[3]报道Bone Source在4小时后固化反应完成，获得37 MPa～60 MPa的压缩强度。Chow[1]的研究亦发现CPC固化后的压缩强度介于34 MPa～51 MPa之间，而抗张强度可达12 MPa。
表1 主要的磷酸钙盐
名 称
分子式
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Ca/P比率
磷酸二氢钙(monocalcium phosphate monohydrate, MCPM)
Ca(H2PO4)2H2O
0.50
无水磷酸二氢钙(monocalisium phosphate anhydrous, MCPA)
Ca(H2PO4)2
0.50
磷酸氢钙(dicalcium phosphate dihydrate, DCPD)
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CaHPO42H2O
1.00
无水磷酸氢钙(dicalicium phosphate anhydrous, DCPA)
CaHPO4
1.00
磷酸八钙(octacalcium phosphate, OCP)
Ca8H2(PO4)6
1.33
α-磷酸三钙(α-tricalcium phosphate, α-TCP)
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α-Ca3(PO4)2
1.50
β-磷酸三钙(β-tricalcium phosphate, β-TCP)
β-Ca3(PO4)2
1.50
羟基磷灰石(hydroxyapatite, HA)
Ca10(PO4)6(OH)2
1.67
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氟磷灰石(fluorapatite, FAP)
Ca10(PO4)6F
1.67
磷酸四钙(tetracalcium phosphate, TTCP)
Ca4(PO4)2O
2.00
表2 常见的几种CPC
出 处
固相成份
液相成份
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备 注
Brown WE
TTCP+DCPD
水或磷酸溶液
美国，商品名为Bone Source Leibinger, Dallas, TX
Constantz BR
MCPM+α-TCP+CC*
磷酸钠溶液
美国，商品名为Norian SRS Norian Corp, Cupertino, CA
Hollinger JO
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各种磷酸钙盐
磷酸溶液
美国，商品名为True Bone Etex Corp, Cambriolge
Locout JL
TTCP+β-TCP+MCPM
磷酸溶液
法国
* CC指碳酸钙(calcium carbonate)
2.3 影响CPC强度的因素
Lacout等[8]的研究发现，CPC的强度取决于以下三个因素：①固相的组成；②液相中磷酸的百分比；③液/固比率。通过正交实验，他们得出为获得理想硬度的适宜条件为：磷酸0.3%～2%，液/固比率0.4 ml/g～0.45 ml/g，MCPM的化学计量系数为0.475～0.57。Chow[1]还发现CPC的强度受孔隙率、颗粒大小及HA引物的结晶度影响：①孔隙率越高，强度越低，孔隙率的高低与液/固化率密切相关，与Lacout的研究一致；②含有高结晶度HA的CPC所形成的产物硬度低；③含有大的TTCP颗粒及小的DCPA颗粒的CPC强度高，相反，则强度低。
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2.4 微观结构
研究表明，CPC固化后具有微孔结构，微孔直径平均为2 nm～5 nm，能允许离子及染剂(如亚甲蓝)通透。扫描电镜观察显示，TTCP与DCPA混合后1小时开始形成花瓣样的小结晶，完全固化后，则形成棒状结晶和少量扁平的结晶，晶体很小(长约1 000 nm，宽约50 nm)，在低倍镜下观察，似无定形物质。Constantz对Norian SRS的研究发现，固化后形成的磷碳酸钙结晶在晶体形态学上与自然骨非常相似，晶体大小约20 nm，孔隙直径约30 nm[1～4，8]。
3 实验研究
3.1 生物相容性
大量实验证明，CPC与陶瓷类无机材料相似，具有高度的生物相容性[1～6]。将其植入体内，能与周围组织良好共存，未发现正常生理过程出现明显改变，未见明显炎性反应，无异物巨细胞及排斥反应出现，无荚膜和包囊形成，未发现有致畸形及毒性。
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3.2 成骨效应
CPC通过骨传导作用而成骨，一般认为它不具有诱导成骨作用。Costantino等[3]将CPC制成的盘状物植入猫的皮下或肌肉内，未发现成骨作用；而将CPC植入颅骨骨膜下，则可见有明显的成骨作用，植入物逐渐被骨组织所替代。在充填猫额窦的实验研究中亦发现，植入体能被新骨逐渐取代[6]。Constantz等[2]在对Norian SRS的实验研究中发现，新生骨对CPC的替代类似于骨的再塑形，将Norian SRS植入兔股骨干2周后可见破骨细胞、成骨细胞出现于界面，表明植入物开始被新生骨替代；将Norian SRS植入狗胫骨干骺端的缺损区，16周后可见位于皮质骨区的部分，新生骨的替代基本完成，而位于松质骨区的部分，却很少有骨替代发生。Fujikawa等[9]将CPC植入狗颌骨的缺损中，术后1个月，见CPC周围出现轻微的炎性反应；术后3个月，见CPC被骨外膜及骨组织覆盖并部分被新骨取代。Ohura等[10]在兔股骨髁部缺损的实验研究中，亦发现类似的结果。总之，大量的研究表明，CPC具有成骨活性。
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3.3 降解活性
CPC在体内的降解与其成骨作用相协调，是它的一大特点。在充填猫额窦的实验研究中发现植入体被新骨取代的同时，不伴有容积丢失。在颅骨成形的动物实验中，发现它能被骨组织逐渐取代，且不引起容积丢失或外形改变[4，6]。
3.4 作为细胞及药物载体的研究
3.4.1 作为药物载体的研究 Hamanishi等[11]在CPC作为万古霉素载体的研究中发现，含有1%万古霉素的CPC，万古霉素在PBS缓冲液中的有效释放持续2周，当万古霉素含量为5%时，则可持续9周以上；含有5%万古霉素的CPC植入骨组织3周后，骨髓中的平均浓度仍20倍于万古霉素的最低抑菌浓度。Kamegai等[12]将CPC作为BMP的载体，植入大鼠股部肌肉及股骨缺损中，术后14天，于肌肉植入部位见软骨样组织形成；术后21天出现软骨内骨化作用，HA颗粒变小与新生骨共存于中心区，在骨缺损部位见HA颗粒被吸收并由新骨替代。Yu等[13]用CPC与抗生素(头孢氨苄、诺氟沙星)混合制成小丸，体外观察药物的释放行为，发现这两种药物与CPC的混合不影响CPC固化过程，药物在PBS缓冲液的释放遵循Higuchi氏方程式，提示药物是通过扩散的方式从CPC中释放出来的。Otsuka等[14～16]将CPC作为牛胰岛素、白蛋白等多肽类药物载体的研究中亦发现了类似的结果。在作为阿斯匹林载体的研究中发现药物的释放遵循改良的Fick's定律，与CPC固化后的孔隙率密切相关；在作为消炎痛的载体研究中，发现药物的释放受骨组织中蛋白的影响，在模拟体液中的释放行为与PBS缓冲液中不同。这一系列的研究均提示CPC有望成为一种应用于骨骼系统的理想药物载体。
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3.4.2 作为细胞载体的研究 Yoshikawa等[17]将CPC制成多孔的盘状结构(直径7 mm，厚2 mm，孔隙平均直径200 μm、孔隙率60%)与培养的鼠骨髓细胞结合后，植入皮下，6周后取材作组织学检查，在孔隙表面见活动的成骨细胞及新骨形成，未见软骨形成，提示CPC骨髓细胞复合体具有成骨作用。
4 临床应用
4.1 颅面外科
Costantino等[5]报道，CPC用于颅面部重建及颅骨缺损的修复45例，随访13个月，未见毒性反应，血钙未见升高，未出现结构性失败；用于修复7例脑脊液漏患者，均获成功。Kveton等[18]应用CPC修复颅骨切除术后枕骨下颅骨缺损，经过2年随访，7例中有5例颅骨的完整性得到重建。Weissman等[19]应用CPC修复颅骨基底部缺损，结果令人满意。
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4.2 骨科
Constantz等[2]将CPC经皮注射到骨折部位，发现在骨折愈合过程中CPC能提供内在的稳定性。在腕部骨折的治疗中其疗效优于目前所用骨折固定方法。目前，已用于胫骨平台骨折、股骨头骨折的修复及髋臼、脊柱重建的临床试验中[2]。
4.3 其它
CPC在牙科的应用较为广泛，如牙髓包埋，根管充填，牙周骨性缺损修复等。Kveton[20]还将其用于咽鼓管闭塞，发现CPC能通过新骨形成而达到永久性闭塞。
5 结语
CPC的独特优点是：良好的生物相容性、自固化能力、易于塑形、与成骨活性相协调的降解活性等，日益受到重视，是一种很有应用前景的新材料，有望成为一种理想的骨替代材料及应用于骨骼系统的理想的药物及细胞载体。
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6 参考文献
1 Chow LC. Development of self-estting calcium phosphate cements. J Ceram Soci Jap, 1991;99(10):954
2 Constantz BR, Ison IC, Fulmer MT et al. Skeletal repair by in situ formation of the mineral phase of bone. Science, 1995;267(5205):1796
3 Costantino PD, Friedman CD, Chow LC et al. Hydroxyapatite cement. 1. Basic chemistry and histologic properties. Arch Otolaryngol Head Neck Surg, 1991;117(4):379
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4 Costanatino PD, Friedman CD, Chow LC et al. Experimental hydroxyapatite cement cranioplasty. Plast Reconstr Surg, 1992;90(2):174
5 Costantino PD, Friedman CD, Lane A. Synthetic biomaterials in facial plastic and reconstructive surgery. Facial Plastic Surg, 1993;9(1):1
6 Friedman CD, Costantino PD, Chow LC et al. Hydroxyapatite cements. 2. Obliteration and reconstruction of the cat frontal sinus. Arch Otolaryngol Head Neck Surg, 1991;117(4):385
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7 Hollinger JO, Brekke J, Gruskin E. Role of bone substitutes. Clin Orthop, 1996;324:55
8 Lacout JL, Mejdoub E, Hamad M. Crystallization mechanisms of calcium phosphate cement for biological uses. J Mater Sci, 1996;7:371
9 Fujikawa K, Sugawara A, Murai S et al. Histopathological reaction of calcium phosphate cement in periodontal bone defect. J Dent Mater, 1995;14(1):45
10 Ohura K, Bohner M, Hardouin P et al. Resorption and bone formation from new beta-tricalcium phosphate-monocalcium phosphate cement: An vivo study. J Biomed Mater Res, 1996;30(2):193
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11 Hamanishi C, Kitanoto K, Tanaka S et al. A self-setting TTCP-DCPD apatite cement for release of vanocmycin. J Biomed Mater Res, 1996;33(3):139
12 Kamegai A, Shimamura N, Naitou K et al. Bone formation under the influence of bone morphogenetic protein/self-setting apatite cement composite as a delivery system. Biomed Mater Eng, 1994;4(4):291
13 Yu D, Wong J, Matsuda Y et al. Self-setting hydroxyapatite cement: A novel skeletal drug-delivery system for antibiotics. J Pharm Sci, 1992;81(6):529
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14 Otsuka M, Matsuda Y, Suwa Y et al. A novel skeletal drug-delicery system using self-setting calcium phosphate cement. 3. Physicochemical properties and drug-release rate of bovine insulin and bovine albumin. J Pharm Sci, 1994;83(2):255
15 Otsuka M, Matsuda Y, Suwa Y et al. A novel skeletal drug-delivery system using self-setting calcium phosphate cement. 4. Effects of the mixing solution volume on drug-release rate of heterogeneous aspirin-load cement. J Pharm Sci, 1994;83(2):259
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16 Otsuka M, Nakahigashi Y, Matsuda Y et al. A novel skeletal drug-delivery system using self-setting calcium phosphate cement. 7. Effect of biological factors in indomethacin release from the cement loaded on bovine bone. J Pharm Sci, 1994;83(1):1569
17 Yoshikawa T, Suwa Y, Ohgashi H et al. Self-setting hydroxyapatite cement as a carrier for bone-forming cells. Bio-Med Mater Eng, 1996;6(5):345
18 Kveton JF, Friedman CD, Constantino PD et al. Reconstruction of suboccipital craniectomy defects with hydroxyapatite cement: A preliminary report. Larynogscope, 1995;105(2):156
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19 Weissman JL, Snyderman CH, Hirsch BE. Hydroxyapatite cement to repair skull base defects. Radiologic appearance. AJNR An J Neuroradiol, 1996;17(8):1569
20 Kveton JF. Obliteration of the eustachian tube using hydroxyapatite cement: A permanent technique. Laryngoscope, 1996;106(10):1241
(收稿:1997-12-03), http://www.100md.com
单位：* 第三军医大学附属新桥医院骨科(重庆，400037)
关键词：
骨缺损的修复重建是骨科的一个重要课题 骨缺损的修复重建是骨科的一个重要课题。虽然新鲜自体骨是修复重建的一种有效材料，但因供骨来源有限，且增加手术创伤，使其临床应用受到很大限制。寻求合适的骨替代材料用于骨缺损的生物性重建是其出路所在。近几十年来，着力于寻求合适骨替代材料的研究十分活跃：同种骨，如脱钙骨基质；异种骨，如脱蛋白骨粉；无机材料类，如磷酸钙生物陶瓷，羟基磷灰石；有机合成可降解聚合物，如聚乳酸，聚乙醇酸，以及各种复合材料，如胶原羟基磷灰石，骨形成蛋白(bone morphogenetic protein，BMP)复合人工骨等，取得一定进展，但还是不令人满意。存在的问题主要有：第一，材料可塑形性差，不能临时塑形及自固化；第二，材料与骨结合的稳定性较差，特别是在修复早期不能提供足够的机械强度；第三，可降解聚合物虽有降解活性，但代谢产物可引起炎性反应，有一定并发症。磷酸钙骨水泥(calcium phosphate cement, CPC)的问世，正是为解决这些问题作出的有益探索。CPC又称羟基磷灰石骨水泥(hydroxyapatite cement, HAC)，最先由Brown和Chow于1985年研制成功，它是指一类以各种磷酸钙盐为主要成份，在生理条件下具有自固化能力及降解活性、成骨活性的无机材料[1～6]。与其它骨缺损修复材料(特别是陶瓷类)相比，除具有高度的生物相容性外，可临时塑形及自固化是其突出特点；与传统骨水泥相比，具有降解活性及成骨活性、固化过程的等温性特点[1～6]。这些特点在很大程度上符合临床修复骨缺损的要求，因此，它们日益受到重视，有广阔的应用前景。为加深对CPC的认识，现就其理化特性和研究现状作一综述。
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1 化学成份
CPC因研制单位不同，其组成也有所差别，但均含有固、液两相，固相主要由各种磷酸钙盐组成，液相为水或磷酸溶液。 主要的磷酸钙盐见表1[1]。表1所列磷酸钙盐参与构成CPC，或与CPC的固化过程有关，它们按Ca/P比率，碱度递增的顺序排列。在37℃下HA的溶解性最差，pH值低于4.2时，DCPA变为最难溶；pH值低于8.5时，TTCP的溶解性最好；而pH值高于8.5时，DCPD的溶解性最好。Chow认为各种磷酸钙盐的不同溶解性，是CPC固化反应的主要驱动力。主要的磷酸钙骨水泥见表2[2，7，8]，这些磷酸钙骨水泥是目前文献中常见的几种CPC成份。
2 理化特性
2.1 固化时间及机制
CPC的固、液两相按一定比例混合后，先形成一种可任意塑形的、能用于注射的糊状物，然后通过结晶反应，最终形成羟基磷灰石或磷碳酸钙而固化，此过程是等温的，固化时间为10分钟～15分钟，亦有报道6.5分钟～30分钟者；而结晶反应的最终完成则需3小时～4小时或更长时间(12小时)[1～5，7]。影响CPC固化时间的因素较多。Lacout等[8]发现，其固化时间随着固相中MCPM含量的增加及液/固比率(体积/重量)的升高而延长，随着反应温度的升高及磷酸在液相中的容积比增高而缩短。另外，固相颗粒的大小及形态在一定程度上也影响着固化时间。Chow[1]还发现，在固相中加入一定量的HA颗粒作引物，可加快固化速度。
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2.2 硬度(压缩强度及抗张强度)
有关这方面的资料，文献中报道不多，特别是CPC在修复骨缺损过程中强度演变的资料，更是未见报道。Constantz等[2]发现Norian SRS混合10分钟后可获得约10 MPa的初始压缩强度，12小时后其强度最强，压缩强度约55 MPa(大于松质骨)，抗张强度约2.1 MPa(约等于松质骨)。Costantino等[3]报道Bone Source在4小时后固化反应完成，获得37 MPa～60 MPa的压缩强度。Chow[1]的研究亦发现CPC固化后的压缩强度介于34 MPa～51 MPa之间，而抗张强度可达12 MPa。
表1 主要的磷酸钙盐
名 称
分子式
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Ca/P比率
磷酸二氢钙(monocalcium phosphate monohydrate, MCPM)
Ca(H2PO4)2H2O
0.50
无水磷酸二氢钙(monocalisium phosphate anhydrous, MCPA)
Ca(H2PO4)2
0.50
磷酸氢钙(dicalcium phosphate dihydrate, DCPD)
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CaHPO42H2O
1.00
无水磷酸氢钙(dicalicium phosphate anhydrous, DCPA)
CaHPO4
1.00
磷酸八钙(octacalcium phosphate, OCP)
Ca8H2(PO4)6
1.33
α-磷酸三钙(α-tricalcium phosphate, α-TCP)
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α-Ca3(PO4)2
1.50
β-磷酸三钙(β-tricalcium phosphate, β-TCP)
β-Ca3(PO4)2
1.50
羟基磷灰石(hydroxyapatite, HA)
Ca10(PO4)6(OH)2
1.67
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氟磷灰石(fluorapatite, FAP)
Ca10(PO4)6F
1.67
磷酸四钙(tetracalcium phosphate, TTCP)
Ca4(PO4)2O
2.00
表2 常见的几种CPC
出 处
固相成份
液相成份
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备 注
Brown WE
TTCP+DCPD
水或磷酸溶液
美国，商品名为Bone Source Leibinger, Dallas, TX
Constantz BR
MCPM+α-TCP+CC*
磷酸钠溶液
美国，商品名为Norian SRS Norian Corp, Cupertino, CA
Hollinger JO
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各种磷酸钙盐
磷酸溶液
美国，商品名为True Bone Etex Corp, Cambriolge
Locout JL
TTCP+β-TCP+MCPM
磷酸溶液
法国
* CC指碳酸钙(calcium carbonate)
2.3 影响CPC强度的因素
Lacout等[8]的研究发现，CPC的强度取决于以下三个因素：①固相的组成；②液相中磷酸的百分比；③液/固比率。通过正交实验，他们得出为获得理想硬度的适宜条件为：磷酸0.3%～2%，液/固比率0.4 ml/g～0.45 ml/g，MCPM的化学计量系数为0.475～0.57。Chow[1]还发现CPC的强度受孔隙率、颗粒大小及HA引物的结晶度影响：①孔隙率越高，强度越低，孔隙率的高低与液/固化率密切相关，与Lacout的研究一致；②含有高结晶度HA的CPC所形成的产物硬度低；③含有大的TTCP颗粒及小的DCPA颗粒的CPC强度高，相反，则强度低。
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2.4 微观结构
研究表明，CPC固化后具有微孔结构，微孔直径平均为2 nm～5 nm，能允许离子及染剂(如亚甲蓝)通透。扫描电镜观察显示，TTCP与DCPA混合后1小时开始形成花瓣样的小结晶，完全固化后，则形成棒状结晶和少量扁平的结晶，晶体很小(长约1 000 nm，宽约50 nm)，在低倍镜下观察，似无定形物质。Constantz对Norian SRS的研究发现，固化后形成的磷碳酸钙结晶在晶体形态学上与自然骨非常相似，晶体大小约20 nm，孔隙直径约30 nm[1～4，8]。
3 实验研究
3.1 生物相容性
大量实验证明，CPC与陶瓷类无机材料相似，具有高度的生物相容性[1～6]。将其植入体内，能与周围组织良好共存，未发现正常生理过程出现明显改变，未见明显炎性反应，无异物巨细胞及排斥反应出现，无荚膜和包囊形成，未发现有致畸形及毒性。
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3.2 成骨效应
CPC通过骨传导作用而成骨，一般认为它不具有诱导成骨作用。Costantino等[3]将CPC制成的盘状物植入猫的皮下或肌肉内，未发现成骨作用；而将CPC植入颅骨骨膜下，则可见有明显的成骨作用，植入物逐渐被骨组织所替代。在充填猫额窦的实验研究中亦发现，植入体能被新骨逐渐取代[6]。Constantz等[2]在对Norian SRS的实验研究中发现，新生骨对CPC的替代类似于骨的再塑形，将Norian SRS植入兔股骨干2周后可见破骨细胞、成骨细胞出现于界面，表明植入物开始被新生骨替代；将Norian SRS植入狗胫骨干骺端的缺损区，16周后可见位于皮质骨区的部分，新生骨的替代基本完成，而位于松质骨区的部分，却很少有骨替代发生。Fujikawa等[9]将CPC植入狗颌骨的缺损中，术后1个月，见CPC周围出现轻微的炎性反应；术后3个月，见CPC被骨外膜及骨组织覆盖并部分被新骨取代。Ohura等[10]在兔股骨髁部缺损的实验研究中，亦发现类似的结果。总之，大量的研究表明，CPC具有成骨活性。
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3.3 降解活性
CPC在体内的降解与其成骨作用相协调，是它的一大特点。在充填猫额窦的实验研究中发现植入体被新骨取代的同时，不伴有容积丢失。在颅骨成形的动物实验中，发现它能被骨组织逐渐取代，且不引起容积丢失或外形改变[4，6]。
3.4 作为细胞及药物载体的研究
3.4.1 作为药物载体的研究 Hamanishi等[11]在CPC作为万古霉素载体的研究中发现，含有1%万古霉素的CPC，万古霉素在PBS缓冲液中的有效释放持续2周，当万古霉素含量为5%时，则可持续9周以上；含有5%万古霉素的CPC植入骨组织3周后，骨髓中的平均浓度仍20倍于万古霉素的最低抑菌浓度。Kamegai等[12]将CPC作为BMP的载体，植入大鼠股部肌肉及股骨缺损中，术后14天，于肌肉植入部位见软骨样组织形成；术后21天出现软骨内骨化作用，HA颗粒变小与新生骨共存于中心区，在骨缺损部位见HA颗粒被吸收并由新骨替代。Yu等[13]用CPC与抗生素(头孢氨苄、诺氟沙星)混合制成小丸，体外观察药物的释放行为，发现这两种药物与CPC的混合不影响CPC固化过程，药物在PBS缓冲液的释放遵循Higuchi氏方程式，提示药物是通过扩散的方式从CPC中释放出来的。Otsuka等[14～16]将CPC作为牛胰岛素、白蛋白等多肽类药物载体的研究中亦发现了类似的结果。在作为阿斯匹林载体的研究中发现药物的释放遵循改良的Fick's定律，与CPC固化后的孔隙率密切相关；在作为消炎痛的载体研究中，发现药物的释放受骨组织中蛋白的影响，在模拟体液中的释放行为与PBS缓冲液中不同。这一系列的研究均提示CPC有望成为一种应用于骨骼系统的理想药物载体。
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3.4.2 作为细胞载体的研究 Yoshikawa等[17]将CPC制成多孔的盘状结构(直径7 mm，厚2 mm，孔隙平均直径200 μm、孔隙率60%)与培养的鼠骨髓细胞结合后，植入皮下，6周后取材作组织学检查，在孔隙表面见活动的成骨细胞及新骨形成，未见软骨形成，提示CPC骨髓细胞复合体具有成骨作用。
4 临床应用
4.1 颅面外科
Costantino等[5]报道，CPC用于颅面部重建及颅骨缺损的修复45例，随访13个月，未见毒性反应，血钙未见升高，未出现结构性失败；用于修复7例脑脊液漏患者，均获成功。Kveton等[18]应用CPC修复颅骨切除术后枕骨下颅骨缺损，经过2年随访，7例中有5例颅骨的完整性得到重建。Weissman等[19]应用CPC修复颅骨基底部缺损，结果令人满意。
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4.2 骨科
Constantz等[2]将CPC经皮注射到骨折部位，发现在骨折愈合过程中CPC能提供内在的稳定性。在腕部骨折的治疗中其疗效优于目前所用骨折固定方法。目前，已用于胫骨平台骨折、股骨头骨折的修复及髋臼、脊柱重建的临床试验中[2]。
4.3 其它
CPC在牙科的应用较为广泛，如牙髓包埋，根管充填，牙周骨性缺损修复等。Kveton[20]还将其用于咽鼓管闭塞，发现CPC能通过新骨形成而达到永久性闭塞。
5 结语
CPC的独特优点是：良好的生物相容性、自固化能力、易于塑形、与成骨活性相协调的降解活性等，日益受到重视，是一种很有应用前景的新材料，有望成为一种理想的骨替代材料及应用于骨骼系统的理想的药物及细胞载体。
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(收稿:1997-12-03), http://www.100md.com