组织工程作为一门新兴交叉学科，旨在通过整合细胞生物学、工程学以及材料方法学等多学科合作研发生物替代材料，以修复、维护或提升机体原有组织结构的功能^[1]。骨肌系统损伤，特别是骨缺损是临床常见病症，主要源于创伤或骨病，每年我国有数百万患者因此导致生活质量显著降低。尽管通过自体或异体骨移植可以部分修复骨缺损，但移植骨存在取材受限、供体部位并发症及传染病等风险，因此寻找更为合适的骨替代材料一直是组织工程研究领域的重点与热点^[2-4]。理想化的骨替代材料不仅具有与骨质相当的弹性模量、机械强度，还应具有良好的组织相容性及骨整合能力。目前临床上最常用的是以纯钛、钛合金或不锈钢为代表的金属移植物，因其存在高弹性模量、低组织相容性、易磨损、细胞毒性等缺陷，很难达到骨替代的要求^{[3, 5]}。得益于特殊的微观结构、力学特征、生物惰性和良好的生物相容性，多孔钽作为一种新型金属移植物材料越来越受到重视^[6]。本文拟对多孔钽在骨组织工程中的研究进展做一综述。

1   多孔钽的基本理化特性

固态金属钽的密度为 16.68 g/cm³，硬度为 6～6.5 莫氏，接近于金刚石。与固态金属钽的超高硬度和密度不同，多孔钽在扫描电镜下呈现为类似松质骨的纵横交错三维多面体孔隙结构，孔隙率 75%～85%^[7]。超高孔隙率显著降低了多孔钽材料的密度，同时也进一步降低了其弹性模量，多孔钽的弹性模量为 1.3～10 GPa，介于松质骨（0.1～0.5 GPa）和皮质骨（12～18 GPa）之间，远低于固态金属钽（186 GPa）、钛（106～115 GPa）及不锈钢（230 GPa）^[8]。临床常用的多孔钽材料孔隙直径为 100～600μm，与正常松质骨孔隙结构高度相似^[7-9]。此外，多孔钽的疲劳性和耐久性均优于松质骨，屈服强度可随孔隙率的降低而增加^[10]。

2   多孔钽的制备方法

目前多孔钽最常用的制备工艺是化学蒸汽浸润/沉淀法（chemical vapor infiltration/deposition，CVI/CVD）。CVI/CVD 法将商用纯钽通过化学蒸汽渗透沉淀至孔隙率为 98% 的玻璃碳骨架上形成钽涂层，得到孔隙率为 75%～80%、孔径 400～600 μm 的多孔钽材料。该方法制备的多孔钽孔径主要取决于玻璃碳支架，因此可以根据实际需求调整玻璃碳支架的结构，得到不同孔径的多孔钽材料。早在 1997 年 Zimmer 公司便采用此方法研制出商用多孔钽材料——骨小梁样钽金属（porous tantalum trabecular metal，PTTM），将 PTTM 材料成功应用于人工髋膝关节假体及其他骨科移植物，并取得了较好的临床效果^[8-9]。

尽管 PTTM 已经实现商用，但其相对较高的制造成本和无法定制化生产，极大地限制了多孔钽材料的临床应用推广^[11-12]。其存在的主要问题：① 金属钽极高的熔融温度（3 017℃）和对氧的高亲和力，使其难以通过常规加工方式实现多孔钽的量产。② 较高的锻造温度和严苛的制备条件也限制了多孔钽与其他不耐热材料的结合。③ 多孔钽的力学性能很大程度上取决于钽金属涂覆厚度，目前多孔钽涂覆厚度仅为 40～60 μm，增加涂覆厚度则势必导致锻造成本进一步显著增加。④ 现有制备条件不能结合患者解剖学信息生产定制化金属植入物。

近来不少学者不断提出新的多孔钽制备方法。Balla 等^[13]报道首次通过激光近形技术构建出了孔隙率为 45%～73% 的多孔钽，但孔径差异较大（100～2 000 μm）且形态结构不规则。Wauthle 等^[12]采用选择性激光烧结技术制备出孔隙率为 80% 左右、孔径为 500 μm 的多孔钽。Li 等^[11]报道了低温（110℃）CVD 法将钽结晶至多孔 Ti-6Al-4V 钛合金支架上，扫描电镜观察显示该多孔钽支架的孔径为 750 μm，钽金属结晶良好，涂层厚度为 3～5 μm，细胞实验及动物实验均表明该支架具有良好的生物相容性和骨诱导能力，且该制备过程能够结合患者临床影像数据锻造个体化金属移植物。尽管制备多孔钽的新方法不断涌现且各有优势，但多停留在实验室阶段且制备条件复杂，能否最终实现规模化商业制造尚不明确。

3   多孔钽对组织细胞的影响

近年来多孔金属备受研究者的青睐，一方面多孔结构能够显著增加金属移植物-骨界面的摩擦系数，将应力均匀分散到邻近组织中，避免应力遮挡，促进金属移植物早期稳定固定；另一方面多孔结构还为细胞附着、组织长入及营养物质交换提供结构基础；此外，多孔材料内部相互连通的孔隙结构可促进磨损脱落的金属颗粒经孔隙向移植物内部自由转移，减少金属颗粒在假体周围堆积，进而避免移植物周围骨溶解^[14-15]。既往动物实验研究表明，多孔材料的孔径在 100～600 μm 时，邻近组织细胞长入更快，孔隙内组织血管化程度更高，组织的抗剥脱能力更强^[10]。除了金属钽固有的生物惰性和组织相容性，众多研究发现多孔钽具有一定的生物活性，可促进多种细胞黏附、分化形成成熟组织结构。

骨组织充分长入多孔结构并与之紧密结合，是金属移植物在体内长期生存的必要条件。Ninomiya 等^[16]发现多孔钽能显著提升体外培养的鼠源性成骨细胞的增殖及矿化能力，并能通过降低 ALP 和骨钙素的合成而延缓成骨细胞分化成熟。Sagomonyants 等^[17]发现多孔钽较其他金属材料能更显著刺激人成骨细胞的增殖，提升其成骨能力，且这一效应在 65 岁以上老年人的成骨细胞上更为突出。Wang 等^[18]通过扫描电镜观察发现，体外培养的成骨细胞能够在多孔钽的孔隙表面附着、增殖并形成多种细胞间连接，将多孔钽棒植入至兔股骨 4 周即可观察到骨界面明显的新生骨和血管形成，术后 12 周成熟松质骨完全包裹移植物-骨界面，并与多孔钽直接紧密连接。

金属移植物的体内长久生存除依赖于良好的骨长入、骨整合，还与邻近软组织结构息息相关。多孔钽不仅可诱导成骨细胞分化成骨，还可刺激软骨细胞、成纤维细胞增殖活化、合成细胞外基质、形成成熟组织结构。Gordon 等^[19]研究发现，多孔钽对动态培养模式下的犬软骨细胞具有诱导效应，并促进软骨细胞合成糖胺聚糖、Ⅱ型胶原等软骨基质成分，而对静态培养的软骨细胞则缺乏此效应。Jamil 等^[20]将体外培养的兔关节软骨细胞种植至多孔钽-纤维蛋白复合载体上，并植入小鼠背部，8 周后可见大量蛋白多糖包裹的陷窝样软骨细胞形成，同时伴有Ⅱ型胶原、聚蛋白聚糖核心蛋白、Sox-9 等软骨相关基因表达上调，提示多孔钽可促进软骨细胞增殖并形成软骨样结构。Reach 等^[21]建立犬冈上肌肌腱-多孔钽垫圈肩袖重建模型，发现多孔钽组动物在术后 3 周即可恢复正常步态，术后 6 周腱-移植物结合强度与健侧相当，术后 12 周腱-移植物结合强度达到健侧的 1.3 倍，组织切片可见纤维组织长入多孔钽孔隙内，并能形成 Sharpey 样纤维，提示多孔钽可促进成纤维细胞生长形成腱性组织，并加速肌腱力量恢复。

虽然体外实验已经明确单一的钽金属无细胞组织毒性，但在体内复杂环境下，复合型多孔钽材料的生物安全性尚缺乏足够研究支持。目前多孔钽主要用于制备人工关节假体等高强度负重结构，无菌性假体松动伴大量磨损金属颗粒导致局部和全身毒害效应的病例也时有报道。Babis 等^[22]、Schoon 等^[23]均在多孔钽人工髋关节假体翻修患者的假体周围坏死组织中发现大量钽、钛、钴等金属颗粒物沉积，并伴有患者血液中钽金属浓度异常升高，达到人体正常值的 2 000 倍。金属钽表面自发形成的氧化膜是其具有超强韧性的结构基础，但高强度载荷势必会破坏关节假体多孔钽结构的表面氧化层，而关节内乏氧环境阻碍钽金属表面氧化层的形成，则进一步加速了钽金属碎屑的释放。此外，多种金属碎屑颗粒在关节假体周围聚集可导致骨溶解、抑制骨组织长入，进而加重假体松动。因此，多孔钽金属移植物在体内复杂环境下能否保持长久稳定，以及与多种金属材料共存时是否会存在安全隐患，尚需进一步研究。

4   多孔钽表面修饰

具有优异力学性能的金属移植物难以在临床实践中发挥出与受体组织结构相匹配的效用，其主要原因之一就是金属移植物相关的多种并发症，如移植物松动、炎性反应和感染等，而这些并发症都与移植物的表面情况及其邻近的周围生物环境息息相关^{[5, 24]}。相较于光滑金属表面，尽管多孔材料的粗糙表面能显著提升摩擦系数，为金属移植物的早期稳定固定提供一定保障，但骨整合才是金属移植物实现长久固定的最重要因素，其中移植物表面的性质和组成成分在骨整合过程中起关键作用^{[2, 16]}。移植物的微晃动会削弱新骨形成，致使纤维组织长入引起骨溶解，进而加剧移植物松动，最终导致移植物松动失效^[25]。裸露的多孔钽与正常骨组织在结构成分、力学性能上并非完全一致，且自体组织细胞长入多孔钽移植物孔隙内的速度相对较慢，也难以满足早期活动的要求。组织工程研究发现，通过表面修饰能够进一步改善金属移植物的生物相容性、诱导 MSCs 聚集分化成骨能力及骨-移植物界面组织的附着能力，进而实现移植物的早期牢固固定和长久生存^{[2, 26]}。因此对多孔钽进行表面修饰，从而实现更快速的骨长入和更稳定的骨整合，成为仿生多孔钽金属的研发热点。

4.1   磷酸钙类涂层

羟基磷灰石作为磷酸钙类家族中最常用生物材料，植入体内后可缓慢释放钙、磷元素并被周围组织吸收。骨矿盐研究表明，将羟基磷灰石涂覆于金属移植物表面，可促进成骨细胞黏附、增殖，具有骨传导效应^{[24, 27]}。尽管羟基磷灰石涂层已广泛应用于多种金属移植物，但该涂层力学强度差、剥脱失效及吸收等问题在临床实践中也逐渐被暴露出来^[8]。因此，研究者们试图通过改进制备工艺、添加生物活性物质来改善磷酸钙类涂层的性能。目前已实现将磷酸钙均匀沉积到微观结构表面，所需温度已从非生理温度（>1 000℃）降低到生理温度，并得到更为接近天然骨矿盐成分和结构的仿生磷酸钙涂层。Barrere【核？】等^[27]通过将多孔钽浸泡在模拟体液中，制备出均匀分布、厚度为 30 μm 的仿生磷酸钙石涂层，与非涂层组相比，仿生磷酸钙涂层-多孔钽在山羊股骨干骨缺损模型中表现出更高的骨质包裹率和更快的骨质长入速度。这提示仿生磷酸钙涂层能进一步改善多孔钽诱导 BMSCs 分化成骨及骨长入的能力。此外，将羟基磷灰石与生物聚合分子制成的可降解复合材料同样引发了关注。Li 等^[28]研究发现，含多聚多巴胺的羟基磷灰石涂层可促进鼠成骨细胞系 MC3T3-E1 表达骨钙素、ALP、Ⅰ型胶原等成骨相关基因，体内实验也证实该涂层可促进兔股骨髁骨缺损模型的骨再生和骨整合能力。

4.2   功能化修饰

理想的功能化涂层是指将天然或人工合成的生物活性成分均匀附着于金属表面，在体内以局部化、可控化的方式稳定释放，以最小有效剂量直接作用于邻近组织细胞，避免毒副作用，进而实现金属材料的功能化，例如将 BMP、VEGF、TGF、抗生素等生物活性成分与高分子聚合物共同负载到多孔材料表面，使其成为功能化的生物材料^{[24, 29]}。Wang 等^[29]建立兔股骨髁骨软骨缺损模型，将涂覆 BMP-7 或无涂层的多孔钽材料植入到骨缺损区域，术后 16 周 micro-CT 检查发现 BMP-7 涂层组的新生骨体积分数、新生骨小梁的质和量均明显高于无涂层组，组织学研究证实 BMP-7 涂层组的多孔钽孔隙内有更多骨组织形成，生物力学分析同样发现涂层组的最大拔出力也较无涂层对照组显著提高。Guo 等^[30]通过负电荷三聚体与正电荷甲基化胶原反应的方式将阿霉素整合至多孔钽表面，并通过调整甲基化胶原、透明质酸、三聚物的浓度比例来修正药物释放速率，使阿霉素能够平稳释放 30 d，进而持续抑制体外培养的软骨肉瘤细胞增殖。

尽管表面修饰技术在临床上的应用由来已久并不断得以优化，但现有的金属移植物涂层远未达到理想状态，仍面临许多棘手难题，如涂层与核心金属的力学强度差异、抗剥脱强度及涂层的稳定性等。更为复杂的功能化涂层还需解决生物活性成分在涂层制备过程中及在体内复杂体液环境中保持生物活性、稳定的释放动力学以及释放时间和空间的控制等挑战。

5   小结

制备工艺的进步使得多孔钽能发挥其独特的力学、生物学优势，在人工髋膝关节假体、脊柱融合假体、多孔钽棒及其他金属移植物的制备中占据一席之地。目前，仿生多孔钽金属的临床应用仍面临制备工艺流程复杂、骨整合速度不够迅速等难题。此外，多孔钽材料的在体安全性问题也值得关注，需要更多研究证据支持。表面修饰技术对优化多孔钽金属移植物的性能具有重要作用，特别是强化其细胞诱导、细胞黏附增殖及组织形成能力。现阶段多孔钽表面修饰的相关研究多停留在细胞或实验动物水平，涂层与核心金属的结合强度及生物活性物质的释放动力学等关键问题有待进一步探索。