生物医用陶瓷材料

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第四章生物医用陶瓷材料陶瓷结构与性能的关系磷酸钙陶瓷生物活性玻璃与生物微晶玻璃其它生物陶瓷陶瓷材料的增韧强化陶瓷基生物医用复合材料 概述陶瓷是指用天然或人工合成的粉状化合物经过成型和高温烧结制成的、由金属和非金属元素的无机化合物构成的多晶固体材料。陶瓷可分为传统陶瓷(普通陶瓷)和近代陶瓷(特种陶瓷)。传统的陶瓷都是以由构成地壳的硅、铝、氧三种主要元素形成的天然硅酸盐矿物为主要原料(如粘土、长石、硅石)制成的材料。而把近代陶瓷称为“新型陶瓷”(NewCeramics)或“精细陶瓷”(FineCeramics) 广义的生物陶瓷可以分为与人体相关的陶瓷(植入类陶瓷)和与生化学相关的陶瓷(生物工程类陶瓷)二大类。所谓的与人体相关的陶瓷就是指通过植入人体或是与人体组织直接接触，使机体功能得以恢复或增强可使用的陶瓷。一般狭义地称生物陶瓷就是指这类陶瓷。图4-1是几种常见的生物陶瓷制品。人工髋关节羟磷灰石生物陶瓷人工骨全瓷牙图4-1几种常见的生物陶瓷制品 陶瓷植入材料根据其与生物体组织的反应程度一般可以分为三类：生物惰性陶瓷、生物活性陶瓷和生物可降解陶瓷。如下表所示。分类主要特点示例生物惰性陶瓷在生物体内化学性质稳定，生物相容性好，无组成元素溶出，对机体无刺激氧化铝陶瓷、氧化锆陶瓷、碳素材料等生物活性陶瓷表面可与生理环境反应形成阻止材料进一步溶解的界面，与人体组织具有良好的化学亲和性生物活性玻璃、玻璃陶瓷、羟基磷灰石、磷酸钙骨水泥等生物可降解陶瓷暂时性的骨替代材料，最终通过体液溶解或被代谢系统排出体外磷酸钙陶瓷、硫酸钙陶瓷、可降解生物玻璃等表4-1陶瓷植入材料的分类 §4.1陶瓷结构与性能的关系陶瓷材料是由共价键或离子键结合，含有金属与非金属元素的复杂化合物和固溶体。陶瓷材料的晶体结构比金属材料复杂且表面能小。因此其强度、硬度、弹性模量、耐磨性、耐蚀性和耐热性要优于金属。但陶瓷的最大缺点是韧性差，脆性极大，抵抗内部裂纹扩展能力很低，所以容易发生脆性断裂。 4.1.1陶瓷的结构一般来说，陶瓷是一种多晶材料，它是由晶粒和晶界所组成的烧结体，显微组织由晶体相，玻璃相和气相组成。由于各相的相对量变化很大，分布也不均匀，所以使各相的组成，结构，数量，几何形状及分布状况都不相同，直接影响陶瓷材料的性能。 陶瓷的结构类型可以用AmXn表示（表4-2）。A代表金属元素；X代表非金属元素；m和n代表整数。最简单的陶瓷化合物为AX型陶瓷晶体。AX化合物有三种形式，主要取决于原子的半径比率。如果RA/RX>0.732则为一简单的立方体结构，如CsCl结构，A原子（或离子）位于8个X原子的中心。如果离子的半径比率完全不同，则呈现出面心立方体结构，如NaCl、KCl、LiF、MgO、CaO、MnO等化合物，这类结构以阴离子为面心立方点阵，阳离子位于其晶胞和棱边的中心；也可以非立方结构的形式存在，如ZnS、FeS、ZnO等，其结构原子排列比较复杂，形成硬而脆的陶瓷材料。 化合物A(或X)晶格配位数位置填满最小值RA/RX其他化合物CsClBCC8全部0.732CslNaClFCC6全部0.414MgO、MnSZnSFCC41/20.225CdS、ZnOAl2O3HCP62/30.414Cr2O3、Fe2O3表4-2AmXn结构 当陶瓷化合物的金属离子和非金属离子不同时，构成萤石型结构或刚玉型结构。萤石结构的氧化物有CeO2、PrO2、ZrO2等（图4-2）。刚玉（Al2O3）型结构的氧化物有Fe2O3、Cr2O3、Ti2O3、Ca2O3等（图4-3）。图4-2萤石的点阵结构图4-3刚玉的点阵结构 4.1.2陶瓷的物理性能陶瓷材料的机械性能陶瓷材料的弹性变形陶瓷材料的拉伸模量一般比金属的大得多，常相差数倍。这主要是由于陶瓷材料由离子键和共价键组成有关。陶瓷材料的弹性模量还与构成陶瓷材料的种类、分布比例、气孔率和加工工艺等因素密切相关，尤其是陶瓷的工艺过程对陶瓷材料的弹性模量有着很重要的影响。 陶瓷材料的塑性变形与蠕变大多数陶瓷材料在室温下几乎不能产生塑性变形，这是陶瓷材料力学行为最大的特点。高温下，陶瓷材料受恒定应力长时间作用时会发生缓慢的塑性变形，这样的变形称为蠕变。影响蠕变的因素很多，主要包括温度、应力、时间以及晶粒尺寸、气孔率、相分布、晶体结构、晶体缺陷等等。 陶瓷材料的强度和断裂陶瓷的结合键和晶体结构决定了陶瓷材料具有很高的抗压强度，但抗拉强度和剪切强度却很低。若设裂纹的长度为C，应力集中系数可根据Griffith公式得到：式中，σ为垂直作用于此裂纹的平均应力；r为裂纹尖端处的曲率半径；C为裂纹长度。由于裂纹尖端处的曲率半径很小。所以应力集中系数（σc/σ）为100或1000，这就是为什么脆性材料的实际断裂强度远低于他们的理论断裂强度。 陶瓷材料的硬度陶瓷材料的硬度一般很高，常采用莫氏硬度（Moh's）来表示，以反映材料硬度的相对大小，通常按硬度大小顺序分为十级或十五级（表4-3）。材料10级15级材料10级15级材料10级15级滑石11正长石66熔融氧化锆11石膏22SiO2玻璃7刚玉912方解石33石英78碳化硅13萤石44黄玉89碳化硼14磷灰石55石榴石10金刚石1015表4-3莫氏硬度分级 热性能陶瓷材料一般具有高熔点（大多在2000°C以上），极好的化学稳定性和很强的抗氧化等特点。陶瓷材料的热容量随着温度的升高而增加，且在温度低于德拜温度时与T3成正比关系，温度高于德拜温度时趋于常数25J•mol-1•K-1。陶瓷材料的线膨胀系数一般都很小，约为10-5~10-6/K。 在目前研究和使用的硬组织替换生物材料中，磷酸钙生物陶瓷占有很大的比重，主要是因为磷酸钙生物陶瓷具有良好的生物相容性和生物活性，对人体无毒、无害、无致癌作用，并可以和自然骨通过体内的生物化学反应成为牢固的骨性结合。§4.2磷酸钙陶瓷 4.2.1概述磷酸钙生物陶瓷主要包括磷灰石和磷酸三钙，作为生物材料使用的磷灰石一般是Ca与P原子比为1.67的羟基磷灰石Ca10(PO4)6(OH)2(Hydroxylapatite，简称HA)，磷酸三钙是Ca与P原子比为1.5的β-磷酸三钙β-Ca3(PO4)2(TricalciumPhosphate，简称β-TCP)。 磷酸钙陶瓷粉末的制备制备块状磷酸钙陶瓷的第一步是磷酸钙陶瓷粉末的制备，主要有湿法和固态反应法。湿法包括：水热反应法、水溶液沉淀法以及溶胶凝胶法。此外还有有机体前驱热分解法、微乳剂介质合成法等。各种制备工艺的研究目标是得到成分均匀、粒度微细的磷酸钙粉末。 磷酸钙陶瓷的烧结制备致密磷酸钙陶瓷的主要方法是粉末烧结技术。磷酸钙陶瓷粉末先要压制成需要的形状，然后在1000℃～1500℃进行烧结。以Ca与P原子比为1.67的磷灰石粉末为原料，可得到HA陶瓷；以Ca与P原子比为1.5的磷灰石粉末为原料，可得到β-TCP陶瓷。 磷酸钙生物陶瓷的力学性能与应用致密磷酸钙陶瓷的力学性能见表4-4。从力学相容的角度来看，作为硬组织替换用的磷酸钙盐至少应与被替换的器官有相近的强度和弹性模量。脆性是制约磷酸钙生物陶瓷临床应用的主要因素之一。改善磷酸钙盐陶瓷的脆性，使其能应用到大块骨缺损的修复及承力部位，成为这一领域中材料研究急需解决的问题。 性能烧结羟基磷灰石烧结β-磷酸三钙皮质骨成分Ca10(OH)2(PO4)4（>99.2%）β-Ca3(PO4)2(>99.7%)物相磷灰石磷钙矿密度（g/cm3）3.163.071.6~2.1维氏硬度（HV）600压缩强度（MPa）500~1000460~680100~230弯曲强度（MPa）115~200140~15450~150杨氏模量（GPa）80~11022~907~30断裂韧性1.02~12表4-4磷酸钙生物陶瓷的力学性能 磷酸钙生物陶瓷材料的发展趋势磷酸钙陶瓷可以通过添加增强相提高它的断裂韧性，多孔磷酸钙陶瓷虽然可被新生骨长入而极大增强，但是在再建骨完全形成之前，为及早代行其功能，也必须对它进行增韧补强。磷酸钙陶瓷基复合材料，已经成为磷酸钙生物陶瓷的发展方向之一。基于仿生原理，制备类似于自然组织的组成、结构和性质的理想生物陶瓷，是生物陶瓷的另一个发展方向。组成和结构类似于骨骼连续变化的多孔磷酸钙陶瓷的研究是正在进行的课题。 4.2.2羟基磷灰石羟基磷灰石(Hydroxyapatite，HA)是人体和动物骨骼、牙齿的主要无机成分，在骨质中，羟基磷灰石大约占60％，它是一种长度为200～400nm，厚度15～30nm的针状结晶，其周围规则地排列着骨胶原纤维（图4-4），由于其具有良好的生物活性和生物相容性，植入人体后能在短时间内与人体的软硬组织形成紧密结合而成为广泛应用的植骨代用品。但HA生物陶瓷脆性高、抗折强度低,目前仅能应用于非承载的小型种植体,如人工齿根、耳骨、充填骨缺损等,而不能在受载场合下应用。 图4-4骨质中HA的扫描电子显微镜照片 羟基磷灰石的组成及晶体结构羟基磷灰石理论组成为Ca10(PO4)6(OH)2，Ca/P为1.67。HA晶体为六方晶系，其结构为六角柱体，与c轴垂直的面是一个六边形，a、b轴夹角120°，晶胞参数a0=0.943~0.938nm，c0=0.688~0.686nm，单位晶胞含有10个Ca2+、6个PO43和2个OH-（图4-5）。图4-5HA的晶体结构 羟基磷灰石粉末的制备制备HA粉末的方法大致可分为湿法和干法。湿法包括沉淀法、水热合成法、溶胶-凝胶法、超声波合成法及乳液剂法等；干法为固态反应法等。沉淀法通过把一定浓度的钙盐和磷盐混合搅拌，控制在一定的pH值和温度条件下，使溶液中发生化学反应生成HA沉淀，沉淀物在400~600℃甚至更高的温度下煅烧，可获得符合一定比例的HA晶体粉末。 该法反应温度不高，合成粉料纯度高，颗粒较细，工艺简单，合成粉料的成本相对较低。但是必须严格控制工艺条件，否则极易生成Ca/P值较低的缺钙磷灰石，因此应注意合理控制混合溶液的pH值及反应产生沉淀的时间，采用分散设备使溶液混合均匀，保证反应完全进行以及反复过滤，使固液相完全分离，提高粉料的纯度。 溶胶-凝胶法溶胶-凝胶法是将醇盐溶解于有机溶剂中，通过加入蒸馏水使醇盐水解、聚合，形成溶胶，溶胶形成后，随着水的加入转变为凝胶，凝胶在真空状态下低温干燥，得到疏松的干凝胶，再将干凝胶做高温煅烧处理，即可得到纳米粉体。该法同传统的固相合成法及固相烧结法相比，溶胶-凝胶法的合成及烧结温度较低，可以在分子水平上混合钙磷的前驱体，使溶胶具有高度的化学均匀性。由于其原料价格高、有机溶剂毒性大、对环境造成污染，以及容易快速团聚等因素制约了这种方法的应用。 水热法水热法是在特制的密闭反应容器中(高压釜)，采用水溶液作为反应介质，在高温高压环境中，使得原来难溶或不溶的物质溶解并重结晶的方法。这种方法通常以磷酸氢钙等为原料，在水溶液体系，温度为200~400℃的高压釜中制备HA,使原来难溶或不溶的物质溶解并重新结晶。这种方法条件较易控制，反应时间较短，省略了煅烧和研磨步骤，粉末纯度高，晶体缺陷密度低；合成温度相对较低，反应条件适中，设备较简单，耗电低。 超声波合成法超声波能在水介质中引起气穴现象，使微泡在水中形成、生长和破裂。这能激活化学物质的反应活性，从而有效地加速液体和固体反应物之间非均相化学反应的速度。超声波法合成的HA粉末颗粒细小，粒径分布范围窄。固态合成法把固态磷酸钙及其他化合物均匀混合在一起，在有水蒸气存在的条件下，反应温度高于1000℃，可以得到结晶较好的HA。这种方法合成的HA纯度高，结晶性好，晶格常数不随温度变化，但是由于其要求较高的温度和热处理时间，粉末的可烧结性差，使得应用受到了一定的限制。 自蔓延高温合成法自蔓延高温合成技术(SHS)是以溶胶-凝胶法为基础,利用硝酸盐与羧酸反应,在低温下实现原位氧化,自发燃烧快速合成产物的初级粉末。此法实验操作简单易行、实验周期短、节省时间和能源。更重要的是,反应物在合成过程中处于高度均匀分散状态,反应时原子只需经过短扩散或重排即可进入晶格位点,加之反应速度快,前驱体的分解和化合物的形成温度又很低,使得产物粒径小,分布比较均匀,因而特别适于纳米材料的合成SHS技术可以制备出纳米羟基磷灰石。 四水硝酸钙磷酸氢二铵柠檬酸混合80℃下蒸发200℃下燃烧750℃下煅烧HA粉末图4-6一种自蔓延高温合成法制备HA的工艺流程图 羟基磷灰石涂层的制备由于HA的力学性能较差，抗弯强度和断裂韧性指标均低于人体致密骨，限制了它们单独在人体负重部位的使用。采用有效方法在生物惰性材料表面涂覆生物活性HA涂层(图4-7)既可使材料骨界面达到生理结合又可有效地利用生物惰性材料优良的力学性能。图4-7（a）涂覆HA涂层的股骨柄；（b）近部涂覆HA涂层的骨柄 HA涂层的制备方法有等离子喷涂法、溶胶-凝胶法、仿生溶液生长法、激光熔覆法、电化学法、水热法、涂覆-烧结法等。等离子喷涂法等离子喷涂法是采用燃烧能或电能将喷镀材料(粉末或颗粒)熔化或雾化造成熔融态或半熔融态的粒子流并高速喷射到底材上而堆积成涂层的方法。等离子焰热量高度集中可以获很高的温度足以熔化任何一种难熔材料；等离子流速较高使喷涂粒子以较大速度撞击到基体上形成的涂层与基体间结合强度较大；对基体热影响小可以对已加工成形的工件进行表面喷涂；易于实现自动化且成本适中。 溶胶-凝胶法溶胶-凝胶法是将涂层配料制成溶胶,使之均匀覆盖于基底的表面,由于溶剂迅速挥发,配料发生缩聚反应而胶化,再经干燥和热处理,即可获得涂层。与传统的无机材料制备法相比,溶胶-凝胶法有如下优点：①制备温度低,从而避免了高温分解②体系中组分的分布是均匀的,可以达到纳米级甚至分子级水平③材料制备过程易于控制,产物纯度高。溶胶-凝胶法的缺点是凝胶在烧结过程中有较大的收缩,涂层易开裂。由于其生产周期长,成本高,适用于实验室小批量生产。 仿生溶液生长法该法模仿了自然界生理磷灰石的矿化机制，先配制一种与人体体液组成几乎相同的溶液SBF（simulatedbodyfluid）,然后将金属基板置于此溶液中以模仿生物环境，在金属基板表面上生长出HA涂层。仿生溶液生长法与传统的涂层方法相比有以下几个优点：①低温下(低于100℃)操作,可避免高温喷涂引起的相变和脆裂,且低温条件为共沉积蛋白质等生物大分子提供了可能性; ②由于是在类似于人体环境条件的水溶液中自然沉积出来的,因此成分更接近于人体骨无机质,可望具有高的生物相容性和骨结合能力;③可在形状复杂和表面多孔的基底上制备均匀的涂层;④所需设备投资少,工艺简单,易于操作。因此,该技术在制备金属-生物活性物质涂层材料方面有着广阔的应用前景。 羟基磷灰石的性能物理化学性能羟基磷灰石的理论密度为3.156g/cm2，折射率为1.64~1.65，莫氏硬度为5，微溶于水，呈弱碱性(pH=7~9)，易溶于酸而难溶于碱。HA是强离子交换剂，分子中的Ca2+容易被Cd2+、Hg2+等有害金属离子和Sr2+、Ba2+、Pd2+等重金属离子交换，还可与含有羧基的氨基酸、蛋白质及有机酸等发生交换反应。 机械性能HA致密体的机械强度与制作工艺有很大关系。要获得高强度的烧结体，必须对原料合成、粉体成型和烧成制度等工艺条件进行最佳选择。表4-5为HA致密体和人体硬组织的部分机械强度数值。HA材料具有普通陶瓷材料的共同弱点：脆性大，耐冲击强度低。因此作为人工骨置换材料在承受较大张应力的部位应用时需要慎重。 抗压强度挠曲强度扭曲强度抗拉强度弹性模量（MPa）（MPa）（MPa）（MPa）（MPa）HA致密体308~50961~11350~7611744000~88000致密人骨89~164160~18050~6889~11415800人牙釉质384——10.382400人牙本质295——51.718200表4-5羟基磷灰石和人体硬组织机械性能对照 生物学性能HA陶瓷由于分子结构和钙磷比与正常骨的无机成分非常近似，其生物相容性十分优良，对生物体组织无刺激性和毒性。大量的体外和体内实验表明，HA在与成骨细胞共同培养时。HA表面有成骨细胞聚集；植入骨缺损时，骨组织与HA之间无纤维组织界面。植入体内后表面也有磷灰石样结构形成、因为骨组织与植入材料之间无纤维组织间隔，与骨的结合性好。 HA种植体可以模仿人体骨组织中的网状多孔结构（图4-8），有利于加强种植体和骨组织之间的结合。对于生物惰性材料，要形成新骨长人多孔体的孔径应不小于100µm；而对于HA多孔体，50µm孔径的气孔内，就可有新骨生成。平均孔径90µm的多孔体则显示最佳的骨形成姿态。HA对软组织也同样具有良好的相容性。图4-8人体骨组织的SEM照片（a）致密骨的抛光横截面；（b）致密骨纵截面中能看到相互连通的孔道 HA材料在医学领域的应用HA材料最早的应用主要在口腔科和骨科方面。HA人工牙根曾风靡一时，其与骨组织和粘膜组织的结合状态比氧化铝牙根来得好，但由于其耐冲击强度较低，所以在结构上不能制成较细或较复杂的形状，使临床适应范围要比氧化铝牙根小。为了弥补HA强度不足之欠缺，目前常用的人工牙根多采用金属与HA复合的工艺制造。内芯为纯钛金属，埋入骨组织部分的钛表面通过等离子方法喷涂一层HA，这样既大大提高了人工牙根的机械性能，又保持了与骨组织形成紧密结合的良好生物学性能。 HA多孔体常用于骨置换和骨缺损修复，如下颌骨重建，牙槽嵴增高、颅颌骨缺损充填等。HA材料具有骨传导能力这一点已为各国学者所承认。多孔体结构与致密体相比表面积大幅度增大，这对于加速早期骨生长，促进植入材料与周围骨一体化是十分有利的。另外在眼科，目前已开始大量采用HA多孔体来制作义眼座。 4.2.3磷酸三钙目前广泛应用的生物降解陶瓷是一系列磷酸钙基陶瓷，包括α-磷酸三钙、β-磷酸三钙(β-TCP)、磷酸氧四钙等。其中β-TCP具有良好的生物降解性、生物相容性和生物无毒性，当其植入人体后，降解下来的Ca、P能进入活体循环系统形成新生骨，因此它作为理想的骨替代材料己成为世界各国学者研究的重点之一。 β-TCP陶瓷的制备工艺β-TCP陶瓷的制备一般分三个步骤：粉末制备、成型和烧结。粉末的制备湿法工艺包括可溶性钙盐和磷酸盐反应工艺、酸碱中和反应工艺。湿法工艺的生产装置简单而且容易操作,制备的前驱体粉末颗粒细小均匀、纯度高,但要求反应物的浓度不应太大,滴加速度也不能太快,生成的沉淀即使长时间的陈化(>24h),固液分离仍然困难,不适用于大规模的生产。 干法工艺该法是在温度高于900°C条件下，非水固相反应制备β-TCP粉末。原料为CaHP04•2H2O和CaCO3或Ca(OH)2，按下列反应式进行：2CaHPO4•2H2O+CaCO3→Ca3(PO4)2+5H2O+CO2水热法工艺此法是在水热条件下，控制一定温度和压力，以CaHPO4或CaHPO4•2H2O为原料合成得到晶格完整、晶粒直径更大的β-TCP粉末。水热法对设备的耐腐蚀性要求较高，废液需要处理，反应条件对产物的生成和性质有较大的影响。 醇化合物法醇化合物法是采用较稳定的钙乙二醇化合物和具有一定活性,由P2O5与n-丁醇反应生成的PO(OH)x(OR)3产物为先驱体。引入醋酸可以有效控制先驱体间反应,避免两先驱体直接混合时产生沉淀。当醋酸与钙的摩尔比为4,两先驱体以n(Ca):n(P)=1.5混合,可获得稳定混合溶液,将混合溶液溶剂蒸发后得到的干胶状粉末在1000℃煅烧,可获得纯β-TCP。 β-TCP的成型和烧结发泡法发泡法是将一定颗粒大小的β-TCP粉末和粘结剂按一定比例加蒸馏水球磨，倒出后蒸去一部分水，得到含一定水份的料浆；然后将松香放入饱和的NaOH溶液中煮沸，冷却得到发泡剂。将料浆与发泡剂均匀混合，倒入石膏模成型、脱模、干燥、烧结。采用发泡法容易制成一定形状、组成、密度的多孔陶瓷,但该方法的缺点是制备工艺复杂,容易产生小孔径闭口气孔,而且整个制备工艺过程不能精确的量化控制,许多情况需要靠经验来调节导致成品率不高。 加致孔剂法目前使用的致孔剂有双氧水和一定粒径、形状的聚合物，如硬脂酸，这些聚合物在高温下可完全分解。加致孔剂法制备过程是将β-TCP筛分成一定粒径的粉末，加粘结剂和致孔剂并混匀，倒入石膏模型成型、脱模、干燥、烧结，即可制备出多孔β-TCP陶瓷。加致孔剂法方便简单,可以制得形状复杂、气孔各异的多孔材料,并且多孔β-TCP生物陶瓷的孔径、孔隙率人为可控,但是气孔率不是很高,气孔的分布不均匀。 β-TCP陶瓷的生物相容性β-TCP陶瓷具有良好的细胞相容性，动物或人体细胞可以在材料上正常生长、分化及繁殖。由于其组织成分与骨组织无机成分相同，故植入体内无明显异物反应，局部无明显炎症反应。将β-TCP陶瓷制成φ5mm×8mm的圆柱体植到大白兔股骨缺损区,材料植入4周，可见材料孔隙间有大量纤维组织增生，材料颗粒间连接中断；8周可见材料孔隙间纤维组织高度增生，材料开始降解；12周可见新生骨小梁形成，材料部分降解；24周，可见残存材料被纤维及骨组织包裹，材料大部分降解，骨缺损处康复（如图9所示）。 图4-9多孔β-TCP材料植入大白兔股骨缺损区组织学观测结果(a)植入4周（b）植入8周(c)植入12周（d）植入24周 β-TCP陶瓷的降解机理β-TCP的降解过程与材料的溶解和生物体内细胞的新陈代谢过程相联系，一般通过下述机制进行。1)物理解体。它是体液通过烧结不完全而残留的微孔浸入陶瓷，使连接晶粒的“细颈”溶解，从而解体为微粒的过程。2)材料的天然溶解。它形成新的表面相，是一种液体介导过程。具体反应式如下：4Ca3(PO4)2+2H2O→Ca10(PO4)6(OH)2+Ca2++2HPO42-3)新陈代谢。它主要是细胞介导过程，如吞噬细胞的作用导致材料降解。 β-TCP陶瓷在骨科中的应用作为一种与生物具有良好亲和性的生物陶瓷材料，β-TCP安全、无毒、无副作用，作为植入材料可引导新骨的生长；其作为人工齿根、人工骨、生物骨水泥等已得到广泛应用。目前，其应用主要集中在β-TCP陶瓷人工骨、β-TCP复合人工骨、β-TCP药物载体等三个方面。 §4.3生物活性玻璃与生物微晶玻璃长久以来，玻璃一直被认为是一种惰性材料，在医学方面主要用做实验室器皿、试管和医用安瓿等容器。事实上玻璃不仅能参与血凝反应,而且能加速凝血,这说明玻璃表面不是惰性的,而是活性的。1971年，佛罗里达大学的LaryHench教授偶然发现将Na2O-CaO-SiO2-P2O5系统的玻璃材料植入生物体内，作为骨骼或牙齿的替代物，材料中的组分可以同生物体内的组分相互交换或反应，最终形成与生物体本身相容的物质，构成新生骨骼或牙齿的一部分。Hench教授将这种能与人体骨或软组织形成生理结合的生物陶瓷称为生物活性玻璃。自此之后，不断有新型的生物活性玻璃被开发研制出来。 目前商品化的生物活性玻璃已经在临床上得到了广泛的应用（表4-6）。生物材料SiO2P2O5CaOCaF2MgONa2OK2OAl2O3相组成（%）45S545.06.024.524.5玻璃Ceravital40~5010~5030~352.5~5.05~100.5~3磷灰石+玻璃相Cerabone34.016.244.74.6磷灰石+玻璃相Bioverit19~524~249~305~153~53~512~33磷灰石+玻璃相A-W34.016.244.70.54.6磷灰石+硅灰石+玻璃相Ilmaplant-Li44.311.231.95.02.84.60.2磷灰石+硅灰石+玻璃相表4-6生物活性玻璃及玻璃陶瓷的化学成分（质量分数）和相组成 4.3.1生物活性玻璃的结构和特性生物活性玻璃一般为CaO-SiO2-P2O5系统，部分含有MgO、K2O、Na2O、A12O3、B2O3、TiO2等，玻璃网络中非桥氧所连接的碱金属和碱土金属离子在水相介质存在时，易溶解释放一价或二价金属离子，使生物玻璃表面具有溶解性，即为玻璃具有生物活性的基本原因，所以非桥氧所占比例越大，玻璃的生物活性越高，其结构特点如下：①基本结构单元磷氧四面体中有3个氧原子与相邻四面体共用，另一氧原子以双键与磷原子相连，该不饱和键处于亚稳态，易吸收环境水转化为稳态结构，表面浸润性好。 ②随碱金属和碱土金属氧化物含量增加，玻璃网络结构逐渐由三维变为二维、链状甚至岛状，玻璃的溶解性增强，生物活性也增强。向磷酸盐玻璃中引入Al3+、B3+、Ga2+等三价元素，可打开双键，形成不含非桥氧的连续结构群，使电价平衡，结构稳定，生物活性降低。相对于其他生物材料，生物活性玻璃和微晶玻璃具有以下特征：①生物活性高。生物玻璃植人人体后骨增殖速度大于或等于自体骨，其主要原因在于生物玻璃具有促进原始细胞增殖和分裂的显著特征。 ②组成的可设计性和性能的可调节性。与单组分材料相比，生物玻璃可通过改变其成分或微晶玻璃中晶相的种类和含量来调节生物活性、降解性和机械性能等，以满足不同的临床需求。 4.3.2生物玻璃的活性生物玻璃的表面反应机理生物玻璃植入体内后，表面溶解并形成与类骨磷灰石层是其与骨形成结合的根本原因，这一过程本质上是一个发生在植入体表上的依赖时间的动力学过程。生物活性玻璃与骨结合过程大致包含11步反应，如下所示。其中前5步反应并不需要人体组织的参与，可以发生在模拟体液、三羟甲基氨基甲烷缓冲液甚至是蒸馏水中；而随后的反应则是细胞与玻璃的协同作用。 ①+②Si-OH在界面处形成↓③缩聚反应Si-OH+Si-OH→Si-O-Si↓④形成无定形相Ca2++PO43-+CO32-↓⑤碳酸羟基磷灰石（HCA）晶体↓⑥HCA层表面吸附生物基团↓⑦巨噬细胞作用↓⑧干细胞吸附↓⑨干细胞分化↓⑩生成基体↓11基体结晶化 生物玻璃与细胞的协同作用生物玻璃植入后与骨的融合依靠骨原细胞的粘附和增殖以及细胞间质的形成与矿化，而体内的生物分子和细胞影响着玻璃的表面反应。不少研究发现，在体外实验中加入血清会减缓结晶磷灰石层的生成速度；许多生物分子，包括氨基酸、糖类和体内物质(如焦磷酸盐)都会减缓HCA层的形成并影响矿化。 4.3.3常见的生物活性玻璃Na2O-CaO-SiO2-P2O5系玻璃(Bioglass)Bioglass是第一种能在生物体内与自然骨牢固结合的玻璃,该玻璃在组成上的特点有:高钙磷比,SiO2的摩尔含量少于60%,Na2O和CaO含量较高,所以该类生物玻璃接触水相介质如模拟体液时具有相当高的反应活性。 图4-10表示的是Na2O-CaO-SiO2-P2O5系玻璃的生物活性（用IB表示）与组成成分之间的关系。其中P2O5的质量分数固定为6%不变。A区域组分对应的玻璃能与骨进行良好的结合；B区域组分对应的玻璃是生物惰性材料，在植入体和组织的界面上会产生纤维状的包膜；C区域中的玻璃会在10~30天内被人体组织吸收；D区域中的玻璃没有实用价值。位于A区域中间的E区域中的玻璃能和软组织中的胶原成分产生牢固的结合。图4-10Na2O-CaO-SiO2-P2O5系玻璃的成分与生物活性的关系[（★）45S5Bioglass、（▼）Ceravital、（◆）55S4.3Bioglass] MgO-CaO-SiO2-P2O5系微晶玻璃（A-W微晶玻璃）该微晶玻璃的代表组成为(质量%):MgO4.65，CaO44.9，SiO234.2，P2O516.3，CaF20.5。熔成玻璃后将其粉碎,然后成形压制成所需的形状后,在烧结过程中形成氧-氟磷灰石[Ca10(PO4)6(O,F9)]以及β-硅灰石结晶，成为气孔率为0.7%的致密微晶玻璃(A-W微晶玻璃)。将A-W微晶玻璃继续升温后，β-硅灰石晶体量增加,而氧-氟磷灰石的一部分与玻璃相反应转变为β-3CaO·P2O5晶体(A-W-CP微晶玻璃)。应用试验表明,A-W微晶玻璃可用于制造人工脊椎骨、肋骨等。 Na2O-K2O-MgO-CaO-SiO2系微晶玻璃(Ceravital)Ceravital微晶玻璃既具有Na2O-CaO-SiO2-P2O5系玻璃与骨结合的特点,又可避免较多的Na+和Ca2+长时期溶出后形成强度低的SiO2凝胶层。组成中Na2O含量低,但经过热处理后玻璃中含较多的磷灰石晶体,这既使玻璃提高了机械强度,又具有生物活性。将其植入动物体后,与骨缺损部位形成牢固的化学结合。Ceravital可用于不承受或少承受弯曲应力的牙根、颚骨等部位。 可加工生物微晶玻璃云母基玻璃陶瓷具有优良的可切削性,在常温状态下用普通切削刀具(如高速钢、硬质合金及砂轮等),通过传统的机械加工方法(车、铣、钻等)可加工出具有一定形状、尺寸精度及表面质量的玻璃陶瓷制品。具有这种优异的可切削性的原因在于云母相结构中(001)面结合力十分薄弱,成为良好的解理面,在外力作用下,晶体中裂纹很容易通过(001)面扩展,而云母晶体相互交错,形成的裂纹沿薄弱面从一个晶片扩展到另一个晶片,抑制了裂纹的自由扩展,裂纹发生了偏转和分叉,使其可以切削而不致破碎。云母玻璃陶瓷材料在骨科和牙科修复方面具有良好的应用前景。 可溶解磷酸盐玻璃可溶解磷酸盐玻璃基于P2O5-Na2O-CaO体系，其网络形成体为[PO4]，不同于上述以[SiO4]为网络形成体的玻璃。其溶解度可通过CaO和Na2O的相对含量来调节，Na2O含量增加则溶解度提高且PH值升高。其溶解产物沉积生成透钙磷石并最终转化为磷灰石。 多孔生物玻璃或微晶玻璃多孔材料的高孔隙率和较大的孔径导致材料表面积增大，进而提高了材料与人体体液或组织的作用范围，增强了材料与组织的界面结合强度，这种结合被称之为生物固定，相对于密实植入体的形态固定能够承受更大和更复杂的应力，但是为了维持组织的正常生长，对长入多孔生物材料中的联接组织需提供充分的血液。而血管组织不长入孔径小于100µm的孔隙中。所以植人材料的孔径必须大于l00～150µm。比较不同孔隙率的A/W-GC颗粒对骨传导性的影响表明，骨组织日在孔径较大(5～500µm)的颗粒孔腺内形成，而在孔径较小(1～50µm)的孔隙内刚无骨组织形成。 磁性生物玻璃陶瓷近些年来，将磁性元素引入到生物玻璃陶瓷中制备磁性生物玻璃陶瓷，获得结构和性质类似于人体组织的生物材料，使其既具有磁性又具有生物活性，并可以通过改变组成对其功能进行调节和控制，以适应不同的要求，已成为生物材料开发和研究中最为活跃的领域之一。这种材料植入体内后，表面与体液发生一系列化学反应，形成类骨磷灰石层，并借此与组织形成化学键合，促进组织修复；而在交变磁场作用下，磁体内分子状态会不断变化，通过反复磁化中所产生的能量损失即磁滞损耗使温度上升进行肿瘤热疗，同时还可以发挥其他方面的功能。 4.3.4展望虽然生物活性玻璃有众多优点及应用，但是其在生物材料领域的应用却不及磷酸钙陶瓷，一方面是生物玻璃中多数含有硅的成分，硅在体内不能降解并且其代谢机理目前不是很清楚，不论生物玻璃在人体内植入时间的长短，其最终不可能转化为与人体骨组织类似的物质；另一方面可溶解的磷酸盐玻璃体系一般含钠，溶解使得局部离子浓度和pH值发生较大变动，影响周边细胞和组织的功能，并有可能影响体内的离子平衡。 下一代生物活性材料要求能在分子水平上刺激特定的细胞反应而加速组织再生，要求生物材料能为人体所吸收，其降解的速度应与组织生成的速度一致，并且在骨重建过程中始终能保持足够的强度。因此生物玻璃的研究应同组织工程和基因工程结合起来，模糊材料制备和生物学评价间的界限，充分利用生物玻璃和微晶玻璃的组分与性能可设计性，以实际应用需求指导材料的设计。未来生物玻璃制备的重要手段是利用溶胶-凝胶法制备大表面积的玻璃，调控降解速度并激活成骨细胞基因，达到加速组织再生的目的。 §4.4其他生物陶瓷4.4.1氧化铝生物陶瓷氧化铝（Al2O3）也称刚玉，具有多种结晶形态，红宝石和蓝宝石分别就是自然界中含有一定量Cr和Fe元素的刚玉。作为陶瓷家族中的典型代表，氧化铝具有良好的电、热绝缘性能和高温下的化学稳定性。自1969年首次将氧化铝陶瓷用于医学领域以来，已经有超过2亿个氧化铝关节头和30万个氧化铝髋臼内衬用于髋关节置换手术（THR）。 目前的医用氧化铝陶瓷为主要含α-Al2O3的单相材料。而且氧化铝的化学性质、力学性能和物理性能都要达到ISO64749和ASTMF60310的相应标准。表4-7列出了医用氧化铝陶瓷的主要性能。化学组成99.9%Al2O3（含有少量MgO杂质）密度/(g·cm-3)≥3.97孔隙率0.1%抗弯强度/Mpa500抗压强度/Mpa4100杨氏模量/Gpa380泊松比0.23热膨胀系数/K-18×10-6热导率/(W·mK-1)30硬度（HV）/Mpa＞2000表4-7医用氧化铝陶瓷的主要性能 制备方法由天然矿物铝凡土(Al2O3·nH2O)经化学方法分离、精制、煅烧和粉碎等多道工序处理后，可制得粒径0.31µm，纯度达99.3％以上的氧化铝粉末。粉末中加入粘结剂或发泡剂经成型后在1700~1800°C温度下烧成，可制得多晶氧化铝致密体或多孔体。如果用纯净的氧化铝通过焰熔法经特殊的熔炉可制备出无色透明，纯洁无暇的氧化铝单晶。这种氧化铝单晶具有优良的热学、电学、光学和力学性能，因此人们也往往把氧化铝单晶称为人造宝石。 生物学性能植入动物体内后软组织对氧化铝陶瓷的反应主要是纤维组织包膜的形成，在体内可见成纤维细胞增生。氧化铝陶瓷在动物骨组织中不是骨结合材料而是骨接触材料，植入骨组织后，在负重区与骨组织接触，但非负重区有纤维组织形成。氧化铝陶瓷在体内被纤维组织包裹或与骨组织之间形成纤维组织界面的特性影响了该材料在骨缺损修复中的应用，因为骨与材料之间存在纤维组织界面，阻碍了材料与骨的结合，也影响材料的骨传导性，长期滞留体内产生结构上的缺陷，使骨组织产生力学上的薄弱。 氧化铝的生物学性能可大致归纳为以下几个特点：(1)氧化铝在体液中完全稳定，在生物体内不会发生溶解和变性。(2)氧化铝对周围机体组织呈惰性反应。对骨组织生长无抑制作用，生物相容性比金属和有机高分子材料好。(3)孔径大于l00µm的多孔体植入骨组织后。可看到新骨很快长人气孔中。 4.4.2氧化锆生物陶瓷氧化锆陶瓷是指以ZrO2为主要成分的陶瓷材料，它不但具有普通陶瓷材料耐高温、耐腐蚀、耐磨损、高强度等优点，而且其韧性也是陶瓷材料中最高的(与铁及硬质合金相当)。高纯氧化锆为白色粉末，密度为5.49g/cm，熔点高达2715°C。单纯氧化锆具有两种晶体结构，低温型和高温型。低温型属单斜晶系，在1000°C以下稳定，到更高的温度就转变成较致密的四方晶系的高温形态。 制备方法烧结体用的氧化锆粉末通常是以氯化锆为原料，经化学沉淀法或加水分解法制取．粉末粒径大小和结晶程度与溶液的初始浓度、PH值、温度等因素有关。如果在溶液中预先加入含有稳定剂元素的化合物，控制工艺条件，那么就可以直接合成出已稳定化的氧化锆粉末。氧化锆的烧成温度一般在1300～160°C范围。 性能部分稳定氧化锆在常温下的机械强度是所有陶瓷材料中最高的，其断裂韧性和挠曲强度约是氧化铝陶瓷的2倍，远远高于其他结构陶瓷．因而有人把部分稳定氧化锆称之为“陶瓷钢”(Ceramicsteel)。氧化锆是一种生物惰性陶瓷，具有良好耐腐蚀性，其生物相容性以及与骨组织的结合状况大体与氧化铝相似。 应用氧化锆陶瓷的应用范围也大体与氧化铝相似，曾用作人工牙根、人工关节和骨折固定用螺钉等。也有人利用氧化锆具有高强度，高韧性的特性采取氧化锆与生物活性陶瓷复合烧结的方法来提高生物活性陶瓷种植体的强度。氧化锆材料由于其优异的机械性能．因此已成为口腔修复领域重要的应用材料之一。首先．它强度非常高，其抗弯强度超过900MPa。其次．它的极限负载能力强，在三单位冠桥上的承受力大约为2000牛顿。第三是它高的抗断裂能力。该材料可被用于制备侧牙区的修复体，它的抗断裂韧性(K)值超过7。 此外氧化锆也是作为强化增韧陶瓷材料的有效添加剂．其中氧化锆增韧氧化铝陶瓷是目前较成熟的氧化锆弥散陶瓷。采用普通陶瓷代替成本较高的氧化锆陶瓷作为基质，用部分稳定的氧化锆纳米颗粒弥撒分布于氧化铝基质中，可有效抑制基质晶粒的长大另方面由于基质相的氧化铝的热膨胀性能与氧化锆比较匹配，也有利于四方ZrO2亚稳定相的存在及相变增韧效应的充分发挥。 4.5陶瓷材料的增韧强化陶瓷材料具有强度高、硬度大、耐高温、抗氧化、高温下抗磨损好、耐化学腐蚀性优良等优点，这些优异的性能是一般常用金属材料、高分子材料等所不具备的。因此越来越受到人们的重视。但由于陶瓷材料本身脆性的弱点，作结构材料使用时缺乏足够的可靠性。因而改善陶瓷材料的脆性已成为陶瓷材料领域亟待解决的问题之一。 4.5.1增韧机制微裂纹增韧微裂纹增韧是较早被提出的在多种材料当中都存在的一种增韧机理。它主要利用某些机制使得主裂纹进人微裂纹作用区后，分裂成为一系列小裂纹，产生新的裂纹表面，从而吸收裂纹扩展的能量。微裂纹增韧在增韧的同时会伴随着强度的降低，因此关键是控制微裂纹的尺寸使之不能超过材料允许的临界裂纹尺寸(Criticalcracksize)，否则就会成为宏观裂纹(Macrocrack)而严重损害材料的强度。 裂纹偏转增韧裂纹偏转增韧是考虑裂纹的非平面断裂效应的一种增韧机理。当裂纹尖端遇到诸如作为增强相的纤维或颗粒等高弹性模量物质(又称偏转剂)时，其扩展就会偏离原来的前进方向，而沿两相界面或在基质内扩展。这种方向偏转意味着裂纹的前行路径更长，裂纹尖端的应力强度则减小，这种非平面断裂比平面断裂有更大的断裂表面，因而吸收更多能量起到增韧目的。 裂纹桥联增韧与前述的裂纹偏转机制不同，裂纹桥联是一种裂纹尖端尾部(Crackwake)效应。它是发生在裂纹尖端后方由某种显微结构单元(桥联剂，Bridgingelement)联接裂纹的2个表面并提供1个使2个裂纹面相互靠近的应力，即闭合应力，这样导致应力强度因子随裂纹扩展而增加。当裂纹扩展过程中遇上桥联剂时，桥联剂有可能发生穿晶破坏，也有可能出现互锁现象(Interlocking)即裂纹绕过桥联剂沿晶界发展(裂纹偏转)并形成磨擦桥。 裂纹钉扎增韧当裂纹尖端前行通过增强相纤维，虽然裂纹的扩展可能被中止，但是裂纹尖部却已扎人纤维或颗粒当中，即所谓裂纹钉扎效应，而纤维或颗粒之间裂纹锋部的拱出增大了断裂能进而增韧。显然此机制要求非常强的第二相以及牢固的两相间界面，这样纤维或颗粒才可能发挥屏障作用，而且第二相颗粒或纤维间间距应小于裂纹尺寸才可能获得钉扎效应。 拔出效应拔出效应是指晶须在外界负载作用下从基质中拔出，因界面摩擦消耗外界负载的能量而达到增韧目的。实际当中增强相与基体相间界面有机械结合或化学结合，而界面摩擦力大小与化学结合力密切相关。通过改变增强相的表面性状，进而改变界面的特性，以增强纤维拔出的韧化效应的途径是可行的。增加纤维的长度则是加强其韧化效应的另一方法。 相变增韧相变增韧机制是一种相对而言较新的增韧模型，并且是限于那些一定条件下某相可发生相变的复合材料，而这种相变往往是马氏体相变(Martenslittransformation)。该相变有如下特征：①无热相变(Athermal);②热滞现象(Thermalhysteresis)即相变发生在一定温度范围内;③相变伴随3—5%体积效应和相当的剪切应变;④相变无扩散反应发生;⑤具有颗粒尺寸效应;⑥添加稳定性可以抑制相变;⑦相变受力学约束状态影响。而当材料承载时由应力诱发产生相变，由于相变产生的体积效应和形状效应而吸收大量的能量，从而表现出异常高的韧性。 断裂能增韧当非相变第二相颗粒的热膨胀系数、弹性模量与基体相十分接近时，裂纹的扩展将感觉不到第二相颗粒的存在，复相陶瓷的断裂表面能具有加和性。在这种情况下，不存在裂纹偏转等前述的增韧机制，增韧值完全取决于第二相颗粒和基体的弹性模量之差和断裂表面能之差以及第二相颗粒的体积含量。由此不难看出，要实现增韧，第二相颗粒必须有较高的弹性模量和断裂表面能。 4.5.2展望由上述介绍可知，学者们提出了众多增韧模型，除应力诱导相变增韧会随温度升高而降低外，其余增韧机制均可作为高温增韧机制。应当指出的还有在一种陶瓷基复合材料当中，往往会同时存在不止一种韧化机理，而某些机理不但可单独产生增韧效应，亦可与其它机理相互作用以共同贡献于增韧目的。比如微裂纹模型、裂纹桥联模型可以引发纤维拔出效应；而裂纹偏转则可由微裂纹的吸引诱导发生。 §4.6陶瓷基生物医用复合材料4.6.1概述复合材料是一种多相材料，一般由连续相的基体和被基体包容的增强相复合而成。复合材料不仅保持了原组分的优点，还能使得原组分在性能上取长补短，产生“协同效应”，获得原本不具备的特性。 尽管陶瓷植入材料在生物相容性等方面较传统的金属材料和高分子材料有较大的优势，但其本身也存在着脆性大、缺乏骨诱导性等缺点。因此，单一组分的陶瓷植入材料已经难以完全满足临床应用的需要了。陶瓷基医用生物复合材料能够在陶瓷植入材料的基础上获得新的性能，它的出现为生物医用材料的发展开辟了新的道路，陶瓷基医用生物复合材料已成为陶瓷植入材料研究中最为活跃的领域。 4.6.2生物陶瓷与陶瓷复合材料HA-TCP复合材料羟基磷灰石（HA）和磷酸三钙（TCP）都具有良好的生物相容性，临床上广泛应用于骨修复。具有恰当比例的HA/TCP双相陶瓷在体内早期成骨明显，甚至可以在某些生物体的软组织中也可诱导成骨，具有良好的生物相容性、骨诱导性和骨传导性。图4-10HA/TCP双相陶瓷的SEM照片 HA/TCP双相陶瓷的制备包括制粉、热处理和烧结等几个步骤。在氨性介质中,硝酸钙与磷酸氢二按可按下式反应：10Ca(NO3)2+6(NH4)2HPO4+8NH3·H2O→Ca10(OH)2(PO4)6↓+20NH4NO33Ca(NO3)2+2(NH4)2HPO4+2NH3·H2O→Ca3(PO4)2↓+6NH4NO3在相应的pH条件下，当Ca/P原子比为1.667时，在一定的条件下,硝酸钙与磷酸氢二氨按反应生成HA；当钙磷原子比为1.5时,硝酸钙与磷酸氢二钱反应生成TCP，当钙磷原子比在1.5～1.667之间时，随反应条件不同,可以生成双相或三相磷灰石沉淀。 HA-生物活性玻璃复合材料HA具有良好的组织相容性和骨引导性,而生物活性玻璃具有骨形成作用及较快的降解速率,可以加速新骨的形成。而且生物玻璃中的Na+、K+等离子交换和Si的渗出,会减弱HA的稳定性,促进Ca2+的溶解,故多孔HA-BG具有比多孔HA更快的溶解速率。将这二者复合,可以得到既具有良好的生物相容性及降解性,又有一定机械强度的较理想的骨修复材料。 HA-ZrO2复合材料氧化锆(ZrO2)特别是含钇的四方氧化锆(Y-TZP)是一种具备优良室温力学性能的结构陶瓷，在复相材料受到破坏时，氧化锆可以更多地承担负荷，从而使HA的抗弯强度得以提高。Y-TZP的粉体非常细小，细小粉体的存在有效地阻碍了HA在预烧过程中生长和团聚，使HA粒子得以细小化及趋于球形化。因此，含Y-TZP的HA，基体晶粒较细，减小了初始裂纹的尺寸，从而改善了材料的力学性能。同时，Y-TZP的存在不但没延缓细胞生长，而且似乎更有利于上皮细胞的生长。这表明含Y-TZP的HA陶瓷有望成为良好生物相容性的复相陶瓷。 4.6.3生物陶瓷与高分子复合材料目前几乎所有的生物体组织都是由两种或者两种以上的材料所组成。比如人体的骨骼、牙齿就可以看做是由胶原蛋白、多糖基质等天然高分子构成的连续相和弥散于基质中的羟基磷灰石复合而成的复合材料。生物陶瓷与高分子复合材料一方面利用高弹性模量的生物无机材料增强高分子材料的刚性，并赋予其生物活性；另一方面又利用高分子材料的可塑性改善陶瓷材料的韧性。 HA-胶原复合材料由于羟基磷灰石和胶原蛋白是天然骨中最主要的无机和有机成分，且从仿生角度出发，合成的材料与天然骨的成分越相似，越有利于细胞在材料上的粘附和增殖。所以，合成成分和结构与天然骨类似的羟基磷灰石/胶原复合材料最近几年成为国内外生物材料学家研究的热点。把HA-胶原复合材料切割成直径为5mm、厚度为2mm的薄片置于载玻片上，并加入1mL细胞密度为7×104mL-1的DMEM培养基进行成骨细胞培养。培养4天后材料表面上的成骨细胞非常稀少；培养11天后细胞迅速增值，覆盖了复合材料的部分 表面，并牢固的附着在HA颗粒（图4-11）和胶原纤维上了。胶原纤维极好的生物相容性和HA优异的骨诱导性使得复合材料成为了人体成骨细胞良好的附着和生长基体，有望成为骨传导和骨诱导的理想材料。图4-11培养11天后成骨细胞紧紧附着于HA颗粒上 HA-PDLLA复合材料PDLLA(聚DL-丙交酯)具有良好的生物相容性和可降解性，是一种中等强度的聚合物，已被用作控制释放药物载体材料和内固定材料，但此材料缺乏刚性和骨结合能力，对X射线具有穿透性，不便于临床上的显影观察。将PDLLA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，还可提高材料的生物活性和骨结合能力；此外还可提高材料对X射线的阻拒作用，便于临床上的显影观察。 碳纤维增强PMMA复合材料PMMA(聚甲基丙烯酸甲酯)具有生物相容性好、强度高、成本低和易成型等优点，在国内外大量应用于临床领域。但作为骨组织支撑材料，PMMA脆性较大，抗冲击性能差；在骨水泥界面易形成纤维，既不能被吸收，也不利于骨骼生长。而广泛应用于航空航天领域的碳纤维具有密度低，比强度、比模量高的特点，同时它又是一种生物惰性材料，在人体中的化学稳定性好，无毒性，与人体肌肉、韧带组织的生物相容性也较好。 4.6.4生物陶瓷复合材料的展望生物陶瓷复合材料已经成为生物复合材料最为活跃的分支，目前生物陶瓷复合材料的发展趋势主要包括以下几个方面：仿生材料生物体自身的组织就是最为理想的生物材料，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的结构和千变万化的效能奇妙多彩的功能。所以遵循自然规律，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材料，获得生物相容性好、具有良 好的生理效应和力学性能的人工骨替代材料。生理活化材料生理活化研究是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。例如：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。 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。 习题什么事生物陶瓷？简述生物陶瓷的种类及主要特点。阐述陶瓷的结构组成。简单介绍羟基磷灰石粉末和涂层的制备方法。目前β-TCP陶瓷主要有哪些应用？试阐述生物活性玻璃的表面反应机理。 介绍氧化锆生物陶瓷的目前的应用情况。陶瓷材料的增韧机制有那些？以某种陶瓷及生物医用复合材料为例，介绍其在生物医用领域目前的发展情况。