納米羥基磷灰石-聚羥基丁酸戊酸酯-聚乙二醇-重組人骨形態(tài)發(fā)生蛋白-2復合材料修復骨缺損的實驗研究.pdf

1、19世紀70年代末，羥基磷灰石（Hydroxyapatite，HA）作為新型生物材料問世以來，引起了材料學科和醫(yī)學界的廣泛興趣。HA因其化學成分和晶體結構與人體骨骼組織的主要無機礦物成分基本相同，引入人體后不會產(chǎn)生排異反應，故其作為骨修復替代材料在國內外廣泛應用。其已被動物實驗及臨床研究證實具有無毒、無刺激性、良好的生物活性、生物相容性及骨傳導性、較高的機械強度及化學性質穩(wěn)定等特點[2]。但因HA的顆粒和脆性較大、缺乏可塑性、體內降解緩

2、慢及抗疲勞破壞強度低，難于被機體完全替代、利用，使其臨床應用受到了限制。 聚羥基丁酸戊酸酯（Polyhydroxybutyrate-hydroxyvalerate，PHBV）是聚羥基丁酸酯（Poly hydroxybutyrate，PHB）與羥基戊酸酯（Hydroxyvalerate，HV）的共聚物，質輕，耐腐蝕，孔隙率、孔徑皆可控制，其具有良好的材料可塑性、機械強度，生物相容性、生物可降解等特點，且有壓電性，可刺激新骨的成長。研

3、究顯示PHBV有很好的引導骨組織再生的功能，是一種具有很好可降解性能與生物相容性的高分子材料及較理想的引導骨組織再生的天然材料[7]。聚乙二醇（Polyethylene glycol，PEG）因其分子鏈的柔順性，具有突出的理化和生物性能，具有親水性、在水和有機溶劑中的可溶性、無毒、無抗原性和免疫性[8]。在生物醫(yī)用材料應用中，PEG或者其高分子量聚合物常被用于修飾材料，研究表明表面活性劑PEG的加入能有效地降低微粒的表面張力，改善制品的

4、團聚性，是目前在嵌段共聚物中應用最為廣泛的親水鏈端，在親水鏈段PEG長度一定的條件下，可以通過改變疏水鏈段PLA的長度來調節(jié)聚合物膠束的物理化學性質[9，10]。以PHBV為基礎，選擇高親水性材料PEG與之共同混合可改善PHBV、HA在應用中親水性差的局限性，進而改善復合材料的生物降解性能[11]?？梢姡瑢⑸鲜鰞煞N物質引入Nano-HA基質材料中有望改善復合材料的可塑性、降解速度、生物相容性、機械強度及骨引導性等生物學性能。骨形態(tài)發(fā)生蛋

5、白（Bone morphogenetic protein，BMP）具有誘導未分化的間充質細胞分化成軟骨成骨的能力[12]?；钚匀斯す侵械腂MP具有誘導長入材料的間充質細胞向骨系細胞分化，分泌類骨基質繼而礦化成骨的能力。我們在復合材料中加入重組入骨形態(tài)發(fā)生蛋白-2（recombinant human bone morphogenetic protein-2，rhBMP-2）活性物質來增加復合材料的骨誘導性。 綜上所述，我們在Nan

6、o-HA基質材料中加入PHBV、PEG及rhBMP-2等輔助成分制成Nano-HA/PHBV-PEG-rhBMP-2復合材料人工骨，探討該復合材料能否在修復骨缺損過程中能表現(xiàn)出較單純Nano-HA更加優(yōu)良的生物學性能。 目的和意義：通過修復新西蘭大白兔橈骨骨缺損的實驗研究探討Nano-HA/PHBV-PEG-rhBMP-2復合材料人工骨對骨缺損的修復作用，為臨床應用提供理論依據(jù)。 實驗方法：①通過人工合成方式制成Nano

7、-HA/PHBV-PEG-rhBMP-2復合材料人工骨及Nano-HA材料人工骨。②選擇50只健康雄性新西蘭大白兔，體重1.5～2.0 kg，并將其隨機分成A、B兩組：每組25只，分別將其稱重后，用20g/L戊巴比妥納30mg/kg兔耳緣靜脈注射麻醉，常規(guī)消毒鋪巾，取兔雙側前肢中段外側切開長約3cm縱行切口，暴露橈骨干中上段，在距橈骨遠端2.5cm處用線鋸連同骨膜一起鋸斷橈骨，以同樣的方法于第一截骨線近側1.5cm處再次鋸斷橈骨，連同骨

8、膜切除兩斷端間的橈骨，造成雙側橈骨節(jié)段性骨缺損模型，慶大霉素反復沖洗后，其中A組左側植入Nano-HA/PHBV-PEG-rhBMP-2復合材料人工骨，作為實驗組；B組左側植入Nano-HA材料人工骨，作為對照組；A、B兩組右側均不植入任何材料，作為空白對照組，逐層縫合傷口。術后立即肌肉注射青霉素40萬U/只，連續(xù)3d，不予外固定，分籠喂養(yǎng)。③觀察指標：大體觀察：術后觀察各組動物精神狀態(tài)、飲食、大小便、活動情況以及傷口有無腫脹、分泌物出

9、現(xiàn)。取材后觀察各組成骨及材料降解情況。X射線攝片檢查：分別于材料植入術后第2周、4周、8周、12周及16周隨機選取2只兔子處死取材，行X射線攝片檢查，觀察各組動物骨缺損區(qū)的骨痂生長、材料降解及骨連接情況。骨密度測量：分別于材料植入術后第4周、8周、12周及16周從各組中隨機選取6只兔子處死取材，將實驗組及對照組標本置雙能X線骨密度儀，測定骨缺損區(qū)成骨密度，對測定結果應用統(tǒng)計軟件進行分析。生物力學測試：分別于材料植入術后第4周、第8周、第

10、12周、第16周在骨密度測試結束后剔凈骨膜及軟組織，在MTS-858材料測試機上行三點抗彎試驗，測量各組標本抗彎曲強度，對測定結果應用統(tǒng)計學軟件進行分析。 實驗結果：大體觀察：術后實驗動物無一例死亡，術后動物進食及活動正常，切口無紅腫、滲液等炎性反應，切口如期愈合。材料植入后第4～8周，實驗組及對照組材料逐漸降解，與骨界面模糊，有明顯新骨形成，與宿主骨組織結合緊密，以實驗組明顯。第12～16周，兩組植入材料已基本降解完全，與宿主

11、骨逐漸融合，新生骨進一步增多，骨缺損得到基本修復，仍以實驗組明顯?？瞻讓φ战M隨著術后時間的延長在橈骨缺損處未見明顯新骨形成，無明顯骨性連接形成，髓腔封閉，骨端逐漸硬化吸收，骨缺損無修復。 X射線檢查結果：材料植入后第2～4周：實驗組及對照組材料密度較宿主骨密度高，并與宿主骨分界清楚，材料與骨結合部均有少量骨痂形成，其密度較低，以實驗組明顯。材料植入后8周：實驗組材料與宿主骨分界模糊，體積明顯縮小，植入材料已與受體斷端骨性愈合，

12、皮質骨連續(xù)性較好，骨髓腔部分貫通；對照組植入材料與受體斷端骨性愈合，但皮質骨連續(xù)性較差，骨髓腔尚未貫通。材料植入后12～16周：實驗組植入材料逐漸與受體骨骨性愈合成一體，密度逐漸接近，骨皮質基本連接完成，材料基本完全降解，骨髓腔已通，塑形完全，骨缺損修復完成；對照組植入材料逐漸與受體骨骨性愈合成一體，密度逐漸接近，骨皮質連續(xù)性較差，材料大部分降解，骨缺損處充滿骨痂，骨髓腔基本再通，塑形基本完全，骨缺損處得到基本修復?？瞻讓φ战M可見骨缺損

13、處有一定的骨膜反應，未見明顯新骨形成，無明顯骨性連接形成，骨端逐漸硬化吸收，髓腔封閉，骨缺損無修復。 骨密度測量結果：材料植入后兩組間新生骨密度整體比較有顯著性差異（F=78.748，P=0.000），實驗組（均數(shù)為0.128g/c㎡）顯著高于對照組（均數(shù)為0.093g/c㎡），分別在術后4周、8周、12周、16周時兩組間比較有顯著性差異（t4w=14.894、t8w=5.187、tt2w=3.173、t16w=4.222，P4

14、w=0.000、P8w=0.000。P12w=0.010、P16w=0.002），實驗組均高于對照組。材料植入后不同時間點間新生骨密度整體比較有顯著性差異（F=115.337，P=0.000），實驗組組內不同時間點間比較有顯著性差異（F=126.060，P=0.000），對照組組內不同時間點間比較有顯著性差異（F=135.585，P=0.000），結果均為16周>12周>8周>4周。隨著術后時間的延長兩組間新生骨密度差異無顯著變化（F=

15、0.271，P=0.846）。 生物力學測定結果：材料植入后兩組間橈骨抗彎曲強度整體比較有顯著性差異（F=125.543，P=0.000），實驗組（均數(shù)為66.131Mpa）顯著高于對照組（均數(shù)為41.982Mpa），分別在術后4周、8周、12周、16周時兩組間比較有顯著性差異（t4w=3.245、t8w=5.530、t12w=7.303、t16w=5.806，P4w=0.009、P8w=0.000、P12w=0.000、P16

16、w=0.000），實驗組均高于對照組。材料植入后不同時間點間橈骨抗彎曲強度整體比較有顯著性差異（F=284.006，P=0.000），實驗組組內不同時間點間比較有顯著性差異（F=142.682，P=0.000），對照組組內不同時間點間比較有顯著性差異（F=153.064，P=0.000），結果均為16周>12周>8周>4周。隨著材料植入術后時間的延長兩組間橈骨抗彎曲強度差異呈現(xiàn)逐漸顯著的趨勢（F＝7.043，P=0.001）。

17、主要結論：①較大骨缺損形成后，不植入任何替代材料或不進行任何干預處理，骨缺損處將無明顯骨性連接形成，骨端將逐漸硬化，髓腔逐漸封閉，骨缺損難以自行修復愈合。②Nano-HA作為修復骨缺損的替代材料植入后能表現(xiàn)出較好的生物相容性、降解性及骨傳導性，是作為修復骨缺損的一種良好的替代植入基質材料。③在Nano-HA材料中加入PHBV、PEG及rhBMP-2等輔助成分并人工合成的Nano-HA/PHBV-PEG-rhBMP-2復合材料人工骨，在修