多孔钽植入物在骨缺损中的应用进展

彭琳晶，干耀恺，姚怡飞*

(1 上海交通大学 生物医学工程学院，上海 200030;2 上海交通大学 医学院附属第九人民医院 骨科，上海 200011)

骨缺损常见于肿瘤切除、先天性畸形、骨折、髋关节或膝关节置换手术翻修或牙科中的牙周炎等情况[1]，直接影响病人的肢体活动，甚至对生活质量和生命安全造成影响。在关节面，紧邻关节部位，或者韧带的衔接部位的骨缺损会造成一系列问题，需外科的干预促进骨缺损愈合，对此骨科医生面临着巨大挑战[2]。临床中自体骨移植是骨科修复的传统方法，与同种异体移植相比，它具有较快的融合与较少的移植排斥问题等优点。然而，自体骨来源有限且易对患者造成二次伤害，可能会造成供体部位疾病的发生，包括运动受限、感知障碍和疼痛[3-5]等问题，限制了自体骨移植在节段性骨缺损治疗中的使用。迄今为止，针对治疗骨缺损植入材料的研究仍在继续，其中不锈钢、钛合金、钴铬合金是目前在临床中常用的骨缺损修复金属材料，但仍存在高弹性模量[6]、高摩擦因数[7]、细胞毒性[8]和潜在的过敏风险[9]等问题。若将金属制备成多孔结构，会大大降低原本远高于人体植入所需的刚度与强度，还有利于骨组织向植入体内生长融合，加强植入体与骨组织的连接。

钽是一种原子序号为73的化学元素，而多孔结构的钽作为一种新型植入材料，相比于钛具有更高的惰性，即使在强酸环境中，其表面形成的氧化膜也可维持较好的抗腐蚀性能[10]，植入体内后表现出优异的细胞及组织相容性，进一步保证了骨植入物在体内的长期稳定性。同时多孔钽材料具有高孔隙率、低弹性模量和适当的力学性能[11]，与人类松质骨相似的多孔结构，表现出良好的骨传导能力及骨长入能力，被认为是优异的修复骨缺损的生物医用材料之一[12]，近年来受到越来越多的关注[13-14]。本综述总结多孔钽作为治疗骨缺损的植入材料，在制备工艺、表面改性、生物学研究及临床应用方面的研究进展，并提出多孔钽在表面改性建立复合体系、优化制备工艺及个性化制备技术的发展方向，为多孔钽植入物在治疗骨缺损的临床应用提供参考。

1 钽结构特点与发展历史

外科医生一直在尝试利用各种金属来修复身体的缺陷，长期的实验结果也证明这是一个可行的方法，然而植入体对医用金属有较高的要求。金属植入物在人体中的应用日益广泛，诱导炎症反应是金属的一个致命缺陷，易导致患者的疼痛与不适。金属钽作为一种具有强韧性的惰性金属，易与氧气结合在其表面形成一层薄且致密的氧化层，该氧化物几乎不溶于酸性物质，仅溶于浓硫酸和磷酸，使金属钽具有较好的生物相容性，在20世纪就有文献报告将金属钽应用在医学领域[15-17]。

钽在医学领域中的发展主要分为3个阶段。在1940年，钽最初被用于外科缝合线，主要用于缝合皮肤，缝合后因未出现炎症或疤痕组织，医生尝试将其应用于其他的病例中[15]。在第二次世界大战期间，钽开始被广泛用于战场创伤引起的颅骨缺损[16]。随后钽的使用范围逐渐扩大，包括血管吻合[17]、腹疝[18]、神经重建[19]以及额窦[20]，这些文献报告均表明钽具有出色的生物相容性，唯一的缺点是钽的价格昂贵。从1950年代开始，钛作为医用金属逐渐替代了钽[21-22]，而钛的价格远低于钽[23]。金属钽发展的第2个阶段是随着粉末冶金技术的引入及多孔金属的制备成功。以多孔钛为代表，多孔金属逐渐广泛应用在医学领域。多孔结构不仅可以提供力学支撑，还可促使骨组织长入，达到再生和生物固定的效果。而多孔钽虽在价格上高于多孔钛，但多孔钽表现出更优异的促进人成骨细胞增殖、分化和黏附的能力[12]。Implex公司开发的Hedroced是最早的商业化多孔钽材料，后被美国捷迈公司并购，改名为Trabecular Metal，也叫作骨小梁金属。在1997年，FDA批准Trabecular Metal作为一种多孔钽植入物应用于髋关节骨缺损的治疗，标志着多孔钽植入物商业化的成功。目前，临床中最常用的多孔钽植入物为该公司所生产的相关产品。第3阶段主要是多孔钽制备工艺的进步，随着增材制造技术的提出与应用发展，大幅度提高了原料的使用效率，同时可精确调控孔隙率与孔径，可设计出个性化定制的多孔钽植入物。目前，国内临床尝试3D打印个性化定制植入体，但在专用设备及工艺方面仍需攻克较多问题。

2 多孔钽的制备工艺

金属钽作为一种生物惰性金属，在体内形成的惰性氧化物涂层具有防腐效果，避免金属离子引起的炎症或异物反应，被视为最理想的植入物材料，但相对于钛及其合金，研究多孔钽的文献相对较少。同时，金属钽高达2996 ℃的熔点增加了钽的加工难度。目前，常见的多孔钽制备工艺主要有化学气相沉积法(chemical vapor deposition,CVD)、粉末冶金(powder metallurgy,PM)、增材制造技术(additive manufacturing, AM)等，应用在多孔钽加工的增材制造技术主要为激光熔覆沉积技术(laser engineering net shape,LENS)、选择性激光熔化成型(selective laser melting, SLM)和电子束熔化成型(electron beam melting, EBM)。通过不同的制备工艺获得的多孔钽形态各不相同，但其目的是制备出适当的力学性能的同时要保证开放的孔隙相互连接的微结构的多孔钽来提高骨传导性能。不同工艺所制备的多孔钽支架的微结构如图1所示[24-29]，具体的孔隙率及力学性能，如表1所示[1,12，27，29-32]。

表1 多孔钽制备工艺、孔隙率及力学性能

图1 人体松质骨与不同工艺制备的多孔钽扫描电镜图

2.1 化学气相沉积

目前，在临床中常用的多孔钽相关产品，主要通过CVD工艺制备，制备过程如图2所示[33]。主要制备过程大致可分为两步：首先，将聚亚安酯泡沫前体热解制备多孔碳支架，这种碳支架的孔隙率高达98%，然后运用CVD技术，将汽化后的钽金属离子均匀沉积到多孔碳支架上，形成与人体松质骨结构相似的多孔钽。该多孔钽的形状与力学性能主要依赖于多孔碳支架，可根据不同的需求设计不同的尺寸与形状的多孔碳支架，也可通过调节钽沉积厚度来调整力学性能或孔径。Ma等[26]以多孔碳化硅材料替代多孔碳支架，利用CVD技术制备了新型多孔钽。其制备过程中发现钽涂层的厚度与沉积时间线性相关，可控制多孔碳化硅支架表面钽沉积的厚度，制备出不同力学特性的多孔钽。该制备工艺不仅解决了碳化硅因脆性较大而不足以支撑承重部位载荷的缺陷问题，同时制备的多孔钽具有理想的孔隙率和三维互通的网状结构及与骨组织相匹配的力学性能。目前，应用于骨科的钽材料的平均孔径为400～600 μm，孔隙率约为75%～85%，平均最大抗压强度为50～70 MPa[30]。但这种制备方法不能保证多孔材料在制备过程中孔径和孔隙率的精度，因此多孔钽的孔径大小和孔隙率对成骨和骨结合的实际影响并不确定。同时，在制备过程中需要价格高昂的原料，过高的制备成本限制了其在生物医用领域的广泛应用。

2.2 粉末冶金

粉末冶金也被称为空间占位法，与CVD制备法相比，制备成本更低。PM主要分为4个步骤，如图3所示[28]。在此制备方法中，首先需要将金属钽粉末与造孔剂粉末充分混合，并施加适当的压力来压实，后将压胚放入温水中使造孔剂溶解，最后进行烧结制备出具有多孔结构的钽。对于造孔剂的选择要考虑成本、溶解速度、熔点、细胞毒性等因素。常见的造孔剂有淀粉、尿素、氯化钠和蔗糖。Adamek等[31]将蔗糖作为造孔剂，根据钽与蔗糖不同的配比，制备出孔隙率分别为50%，60%，70%的多孔钽。另一项研究是将氯化钠颗粒作为造孔剂，在制造过程中利用两种不同大小的NaCl颗粒(100～397 μm，397～940 μm)，改变两种NaCl颗粒的比例(0∶100，50∶50，70∶30)，制备出孔隙率分别为60%，70%，80%的多孔钽[28]。不难看出，利用PM制备的多孔钽的孔隙率与力学性能主要取决于造孔剂的颗粒大小及混合物中的含量。

图3 PM制备法制备示意图[28]

此外，Yang等[27]尝试利用浸渍海绵与烧结技术相结合制备多孔钽，将有机海绵作为多孔骨架，添加聚乙烯醇作为黏结剂，以此来优化钽颗粒对海绵的黏附能力，烧结获得多孔钽，该制备方法解决了在CVD制备技术中残余碳对生物相容性的不利影响。体外测试表明，通过该制备方法在促进骨细胞增殖与细胞毒性方面表现突出。

2.3 增材制造

相对于粉末冶金、气相沉积等传统的制备方法，增材制造技术在高熔点金属加工中凸显优势，尤其是在原材料成本较高的金属钽的加工中，既缩短了时间成本也降低了材料消耗。增材制造技术具有个性化定制的特点，可精确控制宏观结构与微观结构[34]，能最大程度地满足在不同应用情境下的需求，因此近期受到广泛的关注。目前，增材制造技术广泛应用于多孔金属的骨植入物加工生产中[34-39]。

增材制备工艺如图4所示[37-39]。2010年，Balla团队[12]首次报告了通过LENS技术加工多孔钽，发现可通过LENS技术中的激光功率、扫描速度、粉末进给率、层厚及激光扫描距离等加工参数控制多孔钽的孔隙率，并成功制备了孔隙率范围在27%～55%、杨氏模量范围为1.5～20 GPa的多孔钽样品。制备出的多孔钽与多孔钛对照相比，其良好的化学性质、高润湿性和较高的表面能，增强了多孔钽表面与细胞的相互作用，表现出优异的细胞黏附、生长和分化。2015年，Wauthle等[29]首次应用SLM技术，制备出孔隙率高达80%，且具有完全连通开放的多孔钽，多孔钽与多孔钛合金相比表现出更优异的成骨性能和疲劳强度。Luo等[40]利用SLM技术，设计并制备了孔径分别为100～200，200～400，400～600，600～800 μm，对应的孔隙率分别为25%，55%，75%，85%的多孔钽支架，通过体内外实验及有限元分析研究了多孔钽的孔径和孔隙度对成骨与骨融合性能的影响，发现孔径为400～600 μm的多孔钽支架表现出最合适的渗透性和比表面积，有利于细胞黏附和增殖，如图5所示[40]。该研究表明利用增材制造技术可以设计出最合适的多孔结构，最大化发挥多孔钽材料的优势。增材制造的最大优势是可以根据临床应用的需求个性化定制不同形状或制备不同孔隙率的多孔结构，目前为止，该技术已有部分临床转化，后续需要更多制备技术与设备的开发。

图4 AM制备工艺示意图 (a)LENS[37]；(b)SLM[38]；(c)EBM[39]

图5 多孔钽支架的孔径对成骨与骨融合的影响[40]

3 力学性能

作为骨植入物材料替代人体的骨组织需要满足以下条件，首先，需要适当的刚度和抗压强度为骨关节提供支撑，为植入物提供有利于骨组织再生的力学环境，但也不能过高，否则会引起新骨形成所需载荷降低；其次，要有一定的抗疲劳断裂的能力；最后，植入材料的弹性模量要与人体骨的弹性模量相匹配，避免出现应力屏蔽，造成植入的失败。只有当骨组织受到合适大小的力学载荷时，骨组织才会正常生长[41]。受力不足，则会引起骨吸收；受力过大，则会破坏骨组织[42]。

3.1 抗压强度

骨组织是一种对受力较为敏感的组织，当植入物植入体内后其周围骨组织的受力情况与骨组织的生长情况息息相关。健康的哺乳动物的皮质板层骨可承受的极限强度或断裂强度阈值大约为120 MPa(或应变超过25000 με)，发生骨吸收的应力阈值范围是1～2 MPa(或应变低于50～100 με)，同时会导致刚度和密度下降；发生骨生长的应力阈值是20 MPa(或应变超过1000～1500 με)，进一步导致骨强度增大；发生疲劳损伤的应力阈值为60 MPa(或应变超过3000 με)，相应的骨组织更容易发生损伤[41]。因此，制备的多孔钽植入物的抗压强度足以满足骨组织力学功能的重建。从表1多孔钽压缩实验的结果可知，抗压强度的差异可能来源于多孔结构的结构和工艺的差异。在不同制备工艺下多孔钽的压缩应力-应变曲线中，与CVD制备的钽支架相比，AM小梁支架在较低的应变下表现出压缩屈服点，如图6所示[43]。值得注意的是，多孔钽支架的抗压强度与孔隙率呈负相关，因此，设计合理的孔径或孔隙率来平衡多孔钽的抗压强度也是未来的研究重点。

图6 不同方法制备的多孔钽的压缩应力-应变曲线[43] (a)CVD；(b)AM

此外，孔隙几何结构也是设计多孔植入物时要考虑的重要参数，孔隙几何结构的设计很大程度上受到制备方式的影响，CVD制备方式是通过化学反应沉积在碳骨架，其孔隙结构呈鳞片状的叠加，相反在AM制备方式中可以设计与加工孔隙结构，与CVD制备的钽支架相比，AM小梁支架在较低的应变下表现出压缩屈服点[43]。在相关文献中AM制备方式已成功制备出孔隙几何结构为菱形十二面体[32]，仿生骨小梁[43]和菱形[44]的多孔钽支架。也有一些研究是通过有限元来预测不同孔结构的骨科植入体的应力分布和力学性能，Gao等[45]对具有立方体、斜十二面体和泰森多边形孔隙结构的多孔钽植入物模型进行了有限元受力分析，应力分布结果显示最大主应力主要集中在支柱交叉处，是对于载荷最为薄弱的部分。但孔隙结构对多孔钽支架的力学性能、生物相容性和骨结合的影响有待进一步研究。

3.2 疲劳强度

骨植入物在体内中承受高循环的载荷[46]，因此在多孔钽支架设计过程中也需要考虑其疲劳性能。Ghouse等[47]对比了四种金属合金的高周期性疲劳强度(CP-Ti，Ti-6Al-4V ELI，Ta和Ti-30Ta)，结果显示在同样的刚度下，多孔钽和钛钽合金具有最大的疲劳强度，比CP-Ti高8%，比Ti-6Al-4V高19%。同时，在此研究中通过优化AM制备工艺参数，多孔材料的疲劳强度提高了7%～8%。Wauthle等[48]的研究也发现，在106的循环中多孔钽的疲劳强度明显高于多孔钛合金(Ti-6Al-4V ELI)(7.35 MPavs4.18 MPa)，前者由于其高延展性，允许更多的塑性变形，降低了裂纹的产生和扩散[49]。

3.3 弹性模量

人体的皮质骨的孔隙率为3%～5%，弹性模量为7～30 GPa，松质骨的孔隙率为50%～90%，弹性模量为0.01～3.0 GPa[50]。固体形态下的钽的弹性模量为185 GPa，远超过骨组织的弹性模量，而多孔钽的弹性模量为2.3～30 GPa，孔隙率为27%～85%[12,29,51]，与皮质骨或松质骨相比有很大可变空间。通过表1中数据可以看出，弹性模量同样受到加工工艺的影响。Zhou等[52]发现了SLM工艺中的能量密度与扫描速度对产品致密度的影响，利用优化的SLM技术工艺制备出最高致密度高达96.92%的钽样品；显微硬度从120HV提高到445HV；抗拉强度从310 MPa提高到739 MPa，相较于粉末冶金产品，其力学性能均提升2倍以上。多孔结构的弹性模量不仅受其制备工艺及相关参数的影响，还受其孔隙特性的影响。通过数值仿真的方式，发现多孔结构中立方孔支架比斜孔支架具有更高的结构模量，且多孔支架的弹性模量与孔隙率呈负相关[53]。

4 多孔钽表面改性

除骨植入物本身的力学特性外，植入体表面和骨关节之间的界面摩擦往往是成功的初始承载和保持稳定性的关键。较多的研究团队通过对材料表面改性提高多孔钽的表面性能，主要分为生物材料涂层与表面处理，主要目的是增加早期稳定性及抗菌性能，建立更优的材料骨结合界面。

4.1 微弧氧化

微弧氧化(micro-arc oxidation, MAO)被认为是最有用的表面改性方法之一，李振宗等[54]利用微弧氧化和碱处理技术处理多孔钽材料形成表面涂层，处理后钽片表面微孔数量和类骨麟灰石明显多于非处理组，多孔钽表面的钙磷沉积能力增强，同时降低了接触角。将处理的生物活性钽植入兔颅骨缺损处，发现新生血管和新骨在4周和12周后分别在植入物孔内向内生长。因此，MAO与碱处理相结合将是提高多孔钽的骨传导性的有效途径。

4.2 表面功能化

BMP-7可刺激间充质干细胞向成骨细胞分化，由于其强大的骨诱导作用，自2001年起被应用于骨和软骨修复[55]。张辉等[56]将多孔钽浸入BMP-7溶液中，将BMP-7涂覆在多孔钽棒的表面，分别在兔股骨内髁软骨缺损模型中，植入复合BMP-7多孔钽材料(A组)、多孔钽材料(B组)及不植入材料(C组)。术后16周的结果显示A组新生软骨及骨组织多于B组，其结果验证了多孔钽作为组织工程支架的优越性，也体现了多孔钽材料不仅在骨缺损，在软骨及软骨下骨缺损修复方面的潜力。

此外，骨缺损修复过程中各种生长因子的参与起着至关重要的作用。转化生长因子-β1(transforming growth factor-β1，TGB-β1)可促进新骨生成，刺激骨小梁及微血管的增长[57]。为弥补多孔钽植入物缺少血管化的缺陷，张倩等[58]将TGB-β1与孔隙率为70%的多孔钽颗粒形成新型的生物活性多孔钽修复材料，并将此植入到比格犬的下颌骨缺损模型中，发现此材料可以加速骨缺损区域的早期成骨及成血管进程，加快多孔钽与周围骨组织的早期生物性结合，缩短愈合时间。而碱性成纤维细胞生长因子(basic fibroblast growth factor, bFGF)是一种作用广泛的细胞因子，既可促进骨细胞和类骨细胞的有丝分裂，也可调控细胞外基质的分泌，同时也是体内重要的血管生成因子[59]。通过将多孔钽与bFGF的联合应用的方式[60]，既增强了多孔钽颗粒的骨修复能力，同时解决了多孔钽材料不能提供成骨因子的缺陷。比格犬下颚骨缺损模型中，bFGF与多孔钽颗粒复合组(B组)相比于多孔钽修复组(A组)，在8周及12周的甲苯胺蓝染色中表现出更加优秀的连续性与成熟度。Wei等[61]将骨髓间充质干细胞(bone marrow mesenchymal stem cells, BMSCs)/多孔钽联合软骨细胞/胶原膜(collagen membranes, CM)构建了一个集成的生物制造平台，该组织工程支架结合多孔钽组成的仿生支架，在山羊的股骨软骨缺损的修复中得到有效的证明。

通过多种表面改性的方式，可以大大地提高多孔钽的成骨性能，但也有报告指出，钽缺乏抗菌性能或抑制生物膜形成的能力[62]。针对这个缺陷，有文献指出多孔钽圆柱体可以作为万古霉素的载体并进行逐步释放[63]，或使用多羟基烷烃酸盐(polyhydroxyalkanoates，PHAs)作为载体来携带活性成分[64]，在涂层的作用下多孔钽表现出抗菌性能，可以在短时间内避免受到细菌的污染。如果将此发现应用在体内，后续可能有助于预防或治疗植入体周围关节感染。多孔钽与多种生长因子的联合应用，既为骨组织的生长提供了良好的力学环境，也改善了金属钽作为惰性金属无法提供成骨所需的成长因子的缺陷，展示了多孔钽与多细胞、生长因子建立联合体系方面的巨大潜力。后续研究中需进一步研究生长因子对多孔钽颗粒促进成骨的剂量效应，并进一步探索多孔钽颗粒和其他生长因子在骨修复过程中的相互影响。

5 生物学性能研究

当植入物植入到人体后，植入物会长时间作为异物植入在体内，植入物与体内的特定生物环境两者会相互影响，直到达到平衡或植入体移出体外。而多孔钽作为骨植入材料会有大量的新生骨组织长入到植入物部，表现出了优异的骨整合性能。大量的科研工作尝试通过体外细胞毒性实验、体内节段性骨缺损模型和组织学分析定量评价多孔钽的生物相容性和成骨性能。

5.1 细胞毒性研究

在较多的文献中，钽已被证明在体内或体外，组织或细胞等多个尺度下各种形状的植入物中表现出较低的细胞毒性。Matsuno[65]将钛、铪、铌、钽、铼的金属丝植入大鼠腹部皮下组织和股骨骨髓中，经过2周或4周后，植入体周围无炎性反应，所有植入体均包有薄层结缔组织。在大鼠腹部的软组织中未检测到金属钽的溶解，与植入体接触骨组织的百分比明显增加，表明金属钽具有良好的生物相容性和骨传导性。Li等[8]利用成骨细胞SaOS2来评估钽、钛、铌、钼、铌等在钛合金中常见的元素，观察这些元素在粉末状与块状下的细胞毒性，通过细胞实验发现钛、铌、钼等金属粉末均具有细胞毒性，钼金属在块状中表现出细胞毒性。钼、钛、铌的安全离子浓度分别为8.5，15.5，172.0 μg/L(低于安全离子浓度则无毒)，但在金属钽的实验组中未见明显的细胞损害。Wauthle等[29]将小鼠成纤维细胞(L929)放置在多孔钽支架的浸提液中41 h进行体外实验，评价其细胞毒性，结果表现出良好的生物相容性，且未发现细胞毒性。此外，金属钽易与氧结合，易在多孔钽植入物的表面上形成氧化层(Ta2O5)，这种氧化层不仅防止了植入物在体内的腐蚀，也确保了在较宽的pH范围内保持稳定[66]。细胞的形态学与细胞的活动性也是评估细胞毒性的指标之一。Gee等[67]评估了多孔钽对人体成纤维细胞、成骨细胞及间充质干细胞(mesenchymal stem cells, MSCs)的增殖和活动性的影响。体外研究表明，持续培养28天后多孔钽对成纤维细胞的行为没有显著的负面影响，此外，对成骨细胞或人间充质干细胞的增殖和行为也没有任何抑制作用。

5.2 成骨性能研究

骨植入物的成骨性能，主要通过骨整合能力(bone on-growth)与骨长入能力(bone in-growth)来评估，前者是指种植体在骨组织上的生长或种植体与周围骨组织的直接接触，观察植入后是否发生植入体的松动或脱位；后者是为了评估植入后在植入体内形成新的骨性结构来确保功能重建和骨的长期稳定，而多孔钽植入物的开放互联结构有利于成骨细胞的黏附和增殖。

Gao等[45]的研究中，利用AM制备了多孔钽与多孔Ti-6Al-4V，并植入到兔子右后腿骨缺损模型中，植入后第4周、8周和12周的射线照片中多孔钽标本比多孔Ti6Al4V更有效地融入周围骨组织，未发生松动或脱位，且结合组织学图像显示，与多孔Ti6Al4V支架相比，钽支架表现更优的骨长入和骨整合。为观察植入后新骨形成和骨-植入体界面的显微结构变化，一些研究利用微型计算机断层扫描(Micro-CT)对多孔钽植入物在体骨融合性能进行了评价。Wang等[68]比较了多孔钛支架与多孔钽支架在第6周和第12周的表面新骨形成情况，发现多孔钽植入体周围的新骨体积明显大于多孔钛植入体周围的新骨体积。同时利用Micro-CT图像进行了三维重建，并评估了术后第16周时多孔钽植入物周围新骨的体积分数，发现新形成的骨不仅分布在多孔钽植入物的表面，而且还已渗透到它们的内部[69]。这些结果显示，与传统的钛合金相比多孔钽可能具有更优异的骨整合与骨长入能力。

此外，许多研究尝试通过成骨信号通路来阐释金属钽在骨组织生长中的作用机制。Wnt/β-catenin被认为是与骨代谢的调节密切相关的一个通路[70]，而TGF-β间接限制破骨细胞的形成，进一步影响骨的形成[71]。Shi等[72]研究了钽涂层椎弓根螺钉的成骨性能，发现钽涂层实验组的catenin水平显著高于对照组(p<0.05),通过qRT-PCR检测发现Sp7， Alpl，Col1a1与Smad6等分化基因的表达量增加了一倍以上，其他基因(Spp1，Runx2，Axin2，Opg，C-myc)的表达量也显著上调。同时，在第21天和第28天对Smad3进行定量分析，测量TGF-β/smad通路激活情况，相对于对照组分别提高了36%和40%(p<0.05)。这些结果表明，钽涂层可通过激活Wnt/β-catenin和TGF-β/smad信号通路对破骨细胞有抑制作用，刺激骨组织的形成。在基因层面上，Fraser等[73]利用兔胫骨间隙愈合模型研究多孔钽修饰与否对钛植入物与骨界面成骨性能的影响，术后的第4周时发现含多孔钽的植入体关键成骨COL1A1基因的表达上调，且生物力学稳定性和组织形态测量结果上也显著优于钛植入物的实验组。

6 临床应用

自1997年以来，多孔钽材料已广泛应用于临床的植入物设计中，特别是自从引入Trabecular Metal以来钽植入物应用在人体多个部位的骨缺损治疗中，如图7所示[74-79]。多孔钽杯是由Zimmer公司生产的小梁金属系列，是使用最广泛和最早期的多孔金属髋臼杯，随访结果表明植入后有良好的影像学结果和长期生存率，甚至在骨盆不连续的大面积骨缺损的病例中，尝试放置两个多孔钽杯的治疗方案，表现出良好的短期随访结果[80]。Meneghini等[81]尝试利用多孔钽干骺端锥状假体，作为全膝关节置换术后严重胫骨缺损的替代治疗方案，对于15例病例24～47个月的随访过程中，未发现胫骨植入物的松动或移位，且所有的15个多孔干骺端锥体均显示与胫骨接触点骨结合并形成反应性骨小梁。与传统的复合骨植入材料技术相比，钽棒植入治疗在SteinbergⅠ期和Ⅱ期的股骨头坏死中可获得更好的临床效果和更高的累积生存率(74.1%vs49.9%)[82]。同时该研究也表明，多孔钽棒用于股骨头坏死早期治疗的存活率与病变的大小和位置、棒的顶部与病变外侧边界的距离、是否使用其他骨植入物等因素有关。在2009年推出的关节盂假体，应用于全肩关节置换术(total shoulder arthroplasty, TSA)中，在3年的随访中有较为优秀的临床表现[83],但是在长期感染的翻修病例中发现其抗菌特性存在缺陷[84]，因此在术后应注意细菌感染引起的慢性炎症反应导致的骨溶解的发生。颈椎前路椎间盘切除椎间融合术联合多孔钽固定术(anterior cervical discectomy and fusion, ACDF)是治疗颈椎退变的一种公认的方法，经过11年的随访，结合临床与影像学的评估，其治疗效果与自体骨移植和钢板的结果相似[85]，术后患者的背部与腿部的疼痛明显降低，但仍有一些患者未能完全恢复，尤其是曾接受背部手术的患者[86]。Wang等[78]尝试设计并制造个性化3D打印多孔钽植入物，为一位持续疼痛10年的83岁高龄患者进行膝关节翻修手术，术后恢复良好，在12个月后恢复到正常生活。

图7 临床中多孔钽植入物应用

综上所述，目前利用多孔钽设计的骨植入物应用在多个部位，在后期的随访中也表现出较为满意的效果，但应用的多孔钽植入物多为标准化的商业化产品，只有较少的文献报告进行个性化定制，需要进一步研究和开发个性化定制的相关技术。在特定环境与病例中，钽植入物仍存在一些缺陷，需要依靠医生的经验在围术期的管理中避免并发症的发生。

7 未来发展方向

多孔钽材料由于与人类松质骨类似的多孔结构与良好的成骨性能与骨传导性作为治疗骨缺损的骨植入物材料发挥着重要的作用。利用多孔钽材料制造的骨植入物目前应用在身体多个部位的骨缺损的治疗中，在短期的随访结果也表现出较为理想的临床效果。但作为长期植入在病人体内的材料，仍存在一定的局限性。结合国内外的研究进展，总结可能存在以下问题。

(1)多孔钽是一种不能提供生长因子的惰性材料，因此还需要进行表面改性的研究，找出与生长因子联合应用的可能性，也可以尝试在多孔结构中载入抗生素或在表面建立复合体系，预防或治疗植入体周围的关节感染。

(2)在临床应用中多孔钽骨植入物尺寸多为标准尺寸，个性化定制未能广泛应用在多孔钽植入物的设计中，尤其是在严重骨缺损的病例中，个性化定制骨植入物尤为重要，因此在制备技术方面可能需要进一步研究。

(3)可尝试通过优化内部结构的设计，使多孔钽的力学性能与骨组织相匹配。

(4)多孔钽植入物应用在人体的多个部位的骨缺损治疗中，但仍缺乏大样本多中心的临床长期随访数据，难以对多孔钽骨植入物的安全性与有效性进行更全面的评价。