文章来源： 中华骨科杂志,2019,39(7): 440-448 作者： 许明悠 刘永恒 汪鹏生 胡永成
生物活性玻璃是一种生物活性材料，具有骨传导和骨诱导活性，在移植后可与宿主骨产生紧密结合并促进成骨。根据材料组成可分为硅酸盐生物活性玻璃、磷酸盐生物活性玻璃和硼酸盐生物活性玻璃等。目前硅酸盐生物活性玻璃最常见，而磷酸盐和硼酸盐生物活性玻璃具有较高的溶出降解速率。熔融法和溶胶-凝胶法是最基础的两种制造工艺，分别可制得熔融法生物活性玻璃和溶胶-凝胶生物活性玻璃，后者所需热处理温度低，具有较高的比表面积和更好的生物活性。经热处理可获得生物活性微晶玻璃，提升了力学强度但生物活性稍降低；经其他处理方式改变材料的结构尺寸可获得比表面积更高的纳米生物活性玻璃。在此基础上可制成3D支架，或与其他生物材料复合制成复合生物活性玻璃支架，获得具有分级或仿生结构的三维互通孔隙，以提升力学强度，增强其成骨活性并提供适宜宿主骨的机械支撑。但生物活性玻璃的生物活性在一定程度上依赖于降解速率，与机械强度间存在一定矛盾，可通过选择合适的孔隙率或可控的降解速率，满足早期支撑和成骨的共同需求。在基础研究方面，有研究证实生物活性玻璃溶出离子通过巨胞饮途径作用于细胞，上调相关基因表达促进成骨；生物活性玻璃的降解速率与结构和组成相关，可对生物活性玻璃降解过程中的力学强度变化进行定量预测；在结构力学及检验方法方面也有所进展。 一、依据材料组成的生物活性玻璃分类 （一）硅酸盐生物活性玻璃
硅酸盐生物活性玻璃是最传统、最常见的玻璃类型。以四面体的SiO4为网络形成体，互相以-Si-O-Si-（桥接氧）构成硅网络；而Na、Ca等离子与氧形成离子键（构成非桥接氧），在溶液中溶出后引发生物活性相关的系列反应，称为网络修饰剂。磁共振检查发现大多数Si原子连接2或3个桥接氧，构成链或环和支链，而P孤立于Si网络以正磷酸盐存在[5,6,7]。经典组成结构包括45S5（45SiO2-6P2O5-24.5CaO-24.5Na2O，wt%）、58S（58SiO2-33CaO -9P2O5，mol.%）、13-93（53SiO2-6Na2O-12K2O-5MgO-20CaO-4P2O5，wt%）、S53P4（53SiO2-4P2O5-20CaO-23Na2O，wt%）等。13-93是首个为避免烧结析晶而设计的产品，其组分中部分MgO4凭四面体的结构加入并提高了硅网络的连接程度，但生物活性略降低[5]。S53P4已被应用于临床，因具有一定的抑菌能力常用于治疗骨感染[8,9]。 （二）磷酸盐生物活性玻璃 磷酸盐生物活性玻璃以P2O5为网络形成体。 5价的P原子对外仅以3个O原子成键，网络方向较多样，稳定性较低，因此熔点较低，更适合拉制成玻璃纤维；P-O-P键易于水解，具有更快的降解速率，但成骨活性不突出[1,10]。Zheng等[11]使用熔融纺丝法制造磷酸盐生物活性玻璃纤维支架，制得的支架表现出生物活性与生物相容性，但浸泡于模拟体液后再次测得的机械强度较浸泡前迅速衰减。 （三）硼酸盐生物活性玻璃 硼酸盐生物活性玻璃以B2O3为网络形成体。如13-93B3在组成上以B2O3完全替代了13-93内的SiO2，HCA转化形成速率较快，并有一定的软组织修复能力[1]。Fu等[12,13]对比了13-93、13-93B1（13-93内1/3摩尔比的SiO2替换为B2O3）和13-93B3支架的降解性能和生物相容性，发现B2O3含量越高生物活性玻璃降解越快、抗压强度越低，可能是B2O3的引入造成了硅网络稳定性降低。13-93B3支架表现出部分细胞毒性，硼元素的细胞毒性还有待深入研究。
二、根据材料制造工艺及结构特征的生物活性玻璃分类 熔融法和溶胶-凝胶法是生物活性玻璃的两大基础制造工艺，可分别制得熔融法生物活性玻璃和溶胶-凝胶生物活性玻璃。结合其他处理衍生出生物活性玻璃微晶玻璃、纳米生物活性玻璃，并可在此基础上各自制成3D支架或与其他生物材料复合制成复合支架。但不同分类的生物活性玻璃并非完全独立，而是在两大基础工艺上不断改进，不同工艺可互相结合使生物活性玻璃获得更高的生物活性和力学性能。 （一）熔融法生物活性玻璃 熔融法需将玻璃原料加热熔融，注入模具铸成形后经快速冷却得到玻璃块体。最初被批准投入临床使用的人工中耳假体MEP®（45S5 Bioglass®）即为这种工艺简单、非多孔的块体[2]。胡腾龙等[14,15]制备了组成为24~45CaO-34~50SiO2-0~25Na2O-5~17P2O5-0~5MgO-0~1CaF2（wt%）的多孔块体生物活性玻璃，体外共培养实验显示其释放较多的Si离子，促进MC3T3-E1细胞黏附、增殖和分化。植入兔股骨后24周，生物活性玻璃组的新生骨量显著多于β-磷酸三钙组和骨骼生组，抗压强度显著高于骨骼生组，且24周内弹性模量变化较小，与兔骨更匹配。为提高生物活性，常通过模板复制、发泡或增材制造技术赋予多孔结构，再将材料加热至玻璃化转变温度（Tg，具体值与组成相关）以上使玻璃发生局部流动并在微粒接触处发生融合，形成多孔整体。 但对常见的生物活性玻璃如45S5，其Tg与析晶下限温度（Tc，onset）接近，易发生析晶而导致生物活性降低[5]。Bellucci等[16]测试了一种低析晶倾向的新型生物活性玻璃——BG_Ca/Mix，其成分为47.2SiO2-45.6CaO-2.3K2O-2.3Na2O-2.6P2O5（mol%），并与羟基磷灰石粉末形成复合材料，烧结后仍保持无定形态，植入兔股骨缺损后成骨活性和长期机械强度优于45S5。 生物活性玻璃降解速率可能与新骨生成速率不匹配，存在大块骨缺损修复失败的风险。为解决此问题并进一步提升力学性能，Cortez等[17]测试了新型无碱金属离子FastOs®BG生物活性玻璃的生物学表现。其组成为13.03MgO-33.98CaO-13.37P2O-38.84 SiO2-0.77CaF2（wt%），Na、K等碱金属离子易于溶出，消除这些离子可减缓降解速率。植入羊股骨缺损和皮下1个月后，其降解速率慢于45S5，电镜下可见残余FastOs®BG玻璃颗粒仍与新生骨组织紧密结合，而45S5降解过快并已与宿主骨形成间隙。通过调整颗粒尺寸和组成也可影响生物活性和降解速率。高鹏等[18]对比了不同尺寸的不规则45S5颗粒，发现500~720 μm粒径的不规则颗粒的间隙较90~500 μm粒径颗粒具有更好的空间结构优势，促进了骨组织的长入和玻璃的降解。Mabrouk等[7]为测试Na-Ca-Si-P-O-N系统的生物活性氮氧化物玻璃的特性，使用熔融法合成不同含N量的Na-Ca-Si-P-O-N系统生物活性玻璃。29Si魔角旋转磁共振分析表明，随含N量增加，非桥接氧比例相应降低；模拟体液浸泡15 d后，含N量的增加弱化了生物活性，减缓了HCA的形成。维氏显微硬度和弹性模量分别由4.80GPa和51GPa增加至5.86GPa和89GPa。 （二）生物活性微晶玻璃 生物活性微晶玻璃又称生物玻璃陶瓷，是在生物活性玻璃的基础上经高温处理发生可控的、均匀的晶体析出，形成一种含有大量均匀分布微晶和残余玻璃相的复合材料，在保留一定生物活性的同时使力学性能得到显著提升[3]。许宋锋等[19]对比了生物活性玻璃（45S5）、β-磷酸三钙、羟基磷灰石、α-硅酸钙和β-硅酸钙五种生物陶瓷支架。生物活性玻璃支架在其中具有最高的抗压强度和弹性模量，植入兔肌肉组织后表面有HA形成，但在降解率及新骨形成方面较其他生物陶瓷并无优势。Vitale-Brovarone等[20]和Renghini等[21]通过聚氨酯海绵模板和热处理制备了CEL2（45SiO2-3P2O5-26CaO-7MgO-15Na2O-4K2O，mol%）玻璃陶瓷支架。前者于XRD光谱分析可见菱硅钙钠石和镁黄长石晶相，抗压强度为1.6~5.4 MPa，在模拟体液浸泡1周时有明显HCA形成；后者支架在浸泡于模拟体液4周后，通过同步辐射micro-CT观察到HA层逐渐增厚至近14 μm；在浸泡于Tris缓冲液4周后，支架内的小梁厚度减小。此时XRD光谱分析显示原有晶相消失，新出现了HA晶相，反映该支架良好的生物活性和可吸收性。Meseguer-Olmo等[22]对溶胶-凝胶法获得的55SiO2-41CaO-4P2O5（mol%）生物活性玻璃进行烧结处理后得到玻璃陶瓷，具有假硅灰石、硅灰石、磷酸三钙和白硅石晶相，在普通培养基与鼠骨髓间质干细胞培养27 d后可检出与仅应用成骨诱导培养基相同的骨钙素水平。 Boccardi等[23]为评价粉末冶金法制造的玻璃陶瓷的生物活性，以Bioglass®为基础使用造孔剂和高温处理制备了多孔生物活性玻璃陶瓷。XRD光谱示菱硅钙钠石和磷钠钙石晶相；SEM和micro-CT观察到其表面粗糙多孔，具有55%~74%孔隙率的大孔结构；浸泡于模拟体液28 d后通过XRD可见明显的羟基磷灰石特征峰，此时抗压强度仍达6 MPa。Zhang等[24]在900 ℃的较低温度下对添加4 wt% BG-ZB（30SiO2-28CaO-2P2O5-30B2O3-10ZnO，mol.%）的45S5生物活性玻璃陶瓷修饰。结果表明烧结后析出Na2Ca2Si3O9晶相，该支架的抗压强度大于15 MPa，四倍于不含BG-ZB支架的抗压强度。 （三）溶胶-凝胶生物活性玻璃 溶胶-凝胶生物活性玻璃是通过醇盐前体水解形成溶胶并进一步制造的玻璃。通常使用正硅酸乙酯、硝酸钙和磷酸三乙酯水解形成溶胶，溶胶再聚合形成Si-O-Si键，其中纳米微粒凝胶相互聚集形成局部硅网络，经陈化使聚合反应充分、玻璃网络致密稳定，再经干燥和稳定化处理去除多余杂质并使玻璃稳定聚合。期间最高处理温度通常在600~700 ℃左右，远低于熔融法[6]，因而降低了析晶的可能，允许不耐高温的生物活性分子掺入。通常熔融法生物活性玻璃在Si含量超过60 mol%时，由于硅网络连接程度高，其在体液中的离子溶出倾向低，丧失了生物活性；而溶胶-凝胶生物活性玻璃有较大的表面积，且对外暴露较多与HCA层形成相关的硅醇基，在Si含量达90 mol%时仍表现出较强的HCA形成能力[5,6,25]。吴阳等[26]为增强人工韧带的附着力，以58S明胶为涂层附着于聚对苯二甲酸乙二醇酯纤维。SEM下可观察到直径1~5 μm的玻璃颗粒，细胞培养试验示成骨活性增强，植入兔膝关节模型后6、12周表现出显著增强的生物力学性能。 溶胶-凝胶生物活性玻璃在干燥和致密化过程中，因体积收缩和液体蒸发常自发断裂，难以制造直径大于1 cm的块体[5]。因此，常将生物活性玻璃粉末与赋形剂混合形成特定的物理结构，或对其表面进行化学修饰。Zhang等[27]和Wang等[28]使用3-氨丙基三乙氧基硅烷对80S15C（SiO2和CaO分别占80 mol%和15 mol%）进行修饰制备含氮介孔（2~50 nm）的生物活性玻璃支架N-MBGS。结果显示N-MBGS抗压强度约为0.34 MPa，孔隙率和比表面积较无氨基修饰时降低，表现出显著增强的载药能力和缓释能力。N-MBGS促进骨髓基质细胞增殖和上调RUNX2、ALP、BSP和OCN等基因的表达，动物实验中表现出较高的成骨能力。 （四）纳米生物活性玻璃 纳米生物活性玻璃是具有纳米结构或纳米尺度的生物活性玻璃材料，可通过包括溶胶-凝胶法等工艺制得，具有比表面积大、与体液接触反应充分、生物活性更强的特点。Ajita等[29]为探究生物活性玻璃纳米微粒粒径大小对间质干细胞的影响，通过升高所用PEG的浓度降低微粒直径，得到粒径为37.6~74.7 nm的微粒。结果表明粒径最小的生物活性玻璃微粒因具有更大的表面积和离子溶出量，对间质干细胞增殖促进作用更大。通过持续激活ERKs、上调cyclin基因的表达、促进细胞从G0/G1期向S期和G2/M期的转变而增强间质干细胞的增殖。Kim等[30]为评价生物活性玻璃纳米纤维在骨修复中的应用，结合电纺丝技术与溶胶-凝胶法制备了生物活性玻璃（58SiO2-38CaO-4P2O5，mol%）纳米纤维，与Ⅰ型胶原复合并制成薄膜和巨孔支架。SEM下可见生物活性玻璃纳米纤维直径为（320±87）nm，玻璃纤维均匀分散在胶原基质中，通过透射电镜可见胶原纤维的直径小于100 nm。在人成骨细胞培养实验中，BGNF-胶原薄膜中生物活性玻璃纳米纤维含量为20%和40%时，成骨细胞的ALP活性显著提升，具有较高的生物活性。 （五）3D支架及分级支架 3D支架具有互通三维孔隙结构，可作为模板辅助骨组织再生。3D打印技术可用于定制有规则3D孔隙的生物活性玻璃支架。Liu等[31]以粒径约1 μm的熔融法13~93生物活性玻璃微粒与F127溶液混合，从直径为410 μm的针头挤压出混合溶液，并以910 μm的间距打印获得3D支架。该支架在压缩载荷和弯曲载荷下强度分别为（86±9）MPa和（11±3）MPa，但植入小鼠皮下降解12周后抗压强度仅为15 MPa左右。 为探讨直写3D打印过程中直写浆料的流变学特征对打印支架的影响，Fu等[32]采用冰冻方法降低直写浆料的黏度；Doiphode等[33]通过加热蒸发浆料中部分溶剂调整浆料流体黏度，使用冷冻挤压法结合3D打印，均获得了具有规则孔隙的3D支架，且抗压强度与皮质骨相当。定向冷冻技术也是一种可获得有序、定向排列3D孔隙结构的技术。Fu等[34]采用定向冷冻技术结合熔融法制备13~93生物活性玻璃定向支架。SEM下可见沿冷冻方向排列的棱柱状孔隙，柱形定向支架的孔径为90~110 μm，抗压强度和弹性模量分别为（25±3）MPa和1.2 GPa。Liu等[35]为探讨定向冷冻中冷冻速率对玻璃孔隙结构的影响，以莰烯为结晶物质在不同冷冻速率下制备定向支架，结果表明较高的冷冻速率可获得较均匀的孔隙和孔径。但退火处理后玻璃致密度增加，不同冷冻速率下的孔隙形状和孔径几乎无差异。 此外，也有研究通过仿生获得骨的3D结构，Xia和Chang[36]以脱钙骨基质和煅烧骨为模板制备仿生生物活性玻璃支架并与明胶复合。SEM观察为类似松质骨的孔隙结构，其中掺明胶生物活性玻璃支架的抗压强度最接近松质骨，表现出与松质骨相似的拉力伸长曲线模式和形状记忆特性。 目前面临的问题在于如何平衡孔隙率与机械强度的矛盾。为允许细胞长入，孔径需大于100 μm[5,6,37]；但过大的孔径和孔隙率会降低机械强度，面临移植物失败的风险。有学者将玻璃基支架分为三代：第一代为大孔支架，孔径在50 nm以上；第二代为多孔玻璃-聚合物复合支架；第三代为分级支架，同时具有大孔至介孔分级孔径结构[37,38]。Wang等[39]为探讨纳孔-巨孔生物活性玻璃对骨组织再生的影响，在溶胶-凝胶法中使用聚环氧乙烷制备纳孔-巨孔支架，并用氨水处理以扩大纳孔孔径。SEM观察示支架同时具有20~30 nm和数十至数百微米孔径的纳孔-大孔结构。使用压汞法和氮吸附法测得24%的孔隙孔径小于100 nm。在与MG63成骨细胞样细胞培养及植入实验动物术后表现出良好的生物相容性。Han等[40]为探讨制造分级支架的简便方法，使用溶胶凝胶法并加入P123和PMMA微球形成分级孔径结构，利用氯仿和乙醇萃取残留的PMMA和P123。结果表明，P123和PMMA分别构成孔径3.4 nm和250 nm的互通孔隙结构，支柱结构中残留的PMMA使抗压强度达到2.4 MPa，同时表现出良好的生物活性和药物缓释能力。 （六）复合支架 常见的与生物活性玻璃复合的材料有羟基磷灰石、明胶、聚β-己内酯、石墨烯类等。Bellucci等[41]将熔融法制得的BG_Ca/Mix生物活性玻璃粉末与HA粉末混合烧结。含有30 wt%的BG_Ca/Mix在SEM下呈多孔状，细胞培养试验中表现出良好的生物相容性与生物活性。 为将生物活性玻璃与胶原或明胶复合，Hafezi等[42]和Guo等[43]分别使用戊二醛和京尼平介导生物活性玻璃与明胶之间的交联，冷冻挤压法制得支架均具有高孔隙率和3D互通大孔结构，并表现出良好的成骨活性。Dieudonné等[44]以γ-（甲基丙烯酰氧）丙基三甲氧基硅烷介导生物活性玻璃与Ⅱ型胶原的交联，在模拟体液中表现出良好的HA形成能力，但降解活性略低于无交联剂复合的生物活性玻璃-Ⅰ型胶原。Allo等[45,46]结合电纺丝技术与溶胶-凝胶法制备生物活性玻璃/β-己内酯电纺丝3D支架。傅里叶变换红外光谱观测到BG和PCL以氢键连接；抗压强度可达（88.58±9.57）MPa，并随PCL成分构成比的升高而降低；浸泡于模拟体液后表现出良好的HA形成能力。 为复合生物活性玻璃与石墨烯，常使用选择性激光烧结、火花等离子体烧结或氩气氛高温烧结等方式[47,48,49]。SEM观察可见58S生物活性玻璃颗粒分布在褶皱的石墨烯中，石墨烯以裂纹桥、拉拔脱出、裂纹偏转和裂纹尖端屏蔽来抑制支架裂隙的发生发展，具有较高的抗压强度和断裂韧性。其在体外试验和细胞培养实验中也表现出优于生物活性玻璃的生物活性和生物相容性。 其他如复合聚乙二醇、聚乙烯醇/海藻酸钠、壳聚糖等，均可获得互通孔隙结构、稳定生物活性玻璃支架网络，或减缓降解速率，但部分受支架结构的影响，力学强度偏低[11,50,51] 除了与其他材料复合构成复合支架外，生物活性玻璃还可作为载体携带生物活性分子及释放特定离子。如含锶（Sr）的生物活性玻璃表现出促进成骨、抑制破骨的能力[52,53,54,55]，含钇（Y）元素可增强力学性能[54]，含镧（La）元素可增强生物活性，含Fe元素可凭电磁感应加热进行局部热疗[56]，含有Cu元素的生物活性玻璃因具有较强的成骨与成血管能力也得到较多研究[57,58]。还有研究在生物活性玻璃中掺入成骨活性分子或干细胞等以强化支架的骨修复能力[59,60,61]。
三、生物活性玻璃的基础研究进展 由于生物活性玻璃本身的特点，其生物活性和力学性能还需要改善，而两者又与其降解速率的时间分布有关，因此相关的基础研究多从成骨能力、降解动力学和结构力学等方面入手。 （一）成骨能力 对生物活性玻璃发挥生物活性的降解过程已有较深入的认识，近期研究主要集中在其对细胞的作用机制。Saffarian Tousi等[62]使用45S5生物活性玻璃浸提液处理MC-3T3细胞后发现，转录因子Runx2、MSX1、生长因子BMP6和信号蛋白SMAD3的表达显著提升，促进骨钙素的表达和组织矿化。Qazi等[63]比较了45S5和13-93生物活性玻璃在不同浓度和接触方式下对人间质干细胞活性的影响。结果证实，在与玻璃微粒直接接触培养时，培养基内玻璃颗粒浓度从0.1%（w/v）至2.5%（w/v）范围内，对间质干细胞代谢活力表现出剂量相关的负面作用，而在与玻璃浸提液培养时则不明显。当间质干细胞被包裹于海藻酸盐水凝胶球内接触培养时，其在凝胶球内立体分散，对玻璃溶出离子的耐受性提高。相同条件下13-93较45S5生物活性玻璃溶出更少的Na 和更多的Ca2 ，使细胞表现出较好的代谢活力和细胞增殖活性。 部分研究关注其成骨活性的机制。Yin等[64]对比了介孔生物活性玻璃（mesoporous bioactive glass，MBG）支架与含硼MBG（B-MBG）支架在卵巢切除术后小鼠模型中的成骨活性，植入缺损后8周B-MBG支架诱导了更多的新生骨形成。进一步研究发现B-MBG浸提液处理的人骨间质干细胞中Sted7基因显著上调，并通过激活Wnt/β-catenin信号通路促进成骨。Lee等[65]为研究生物活性玻璃释放Sr离子的作用，以罗丹明为示踪剂，发现纳米玻璃微粒以巨胞饮途径进入细胞，电感耦合等离子体原子发射示培养后4 h细胞内Ca、Si和Sr离子浓度均迅速上升；进一步研究发现含Sr生物活性玻璃提升COL1α、DMP-1、DSPP和OCN基因表达和ALP水平，促进间质干细胞成骨分化和矿化，具有一定的治疗意义。 （二）降解动力学 为平衡生物活性玻璃的力学性能与生物活性，其降解动力学成为关注点。硼元素的掺入可加快生物活性玻璃降解，但降低强度后，可能由于 3价硼形成的网络稳定性差及形成的HCA转化层较疏松，并不减缓内部的降解[12,66]。Jia等[67]采用3D打印制造19-93和2B6Sr（18.0SiO2-36.0B2O3-6.0Na2O-8.0K2O-2.1MgO-6.0SrO-22.0CaO-2.0P2O5，mol%）生物活性玻璃3D支架。在植入兔股骨干缺损后新生骨量少于自体骨移植，但2B6Sr支架的降解速度明显较13-93支架快，促进了更多的新生血管和新生骨形成，可能与B和Sr元素促进降解和促血管生成作用有关。 其降解过程与结构和材料尺寸相关，并可在一定程度上进行定量预测。Liu等[31]研究了植入小鼠皮下后3D打印生物活性玻璃支架的降解过程，发现玻璃纤维表面的HA转化层厚度与降解时间的平方根符合正比关系，而支架整体力学强度与剩余未转化部分相关。他们由此提出了体内降解过程中抗压强度随时间变化的经验公式，反映抗压强度与初始抗压强度和初始支架纤维直径呈正相关，与时间的平方根呈负相关。Wang等[68]将45S5泥灰与颗粒分别植入羊脊椎骨缺损模型，结果表明两者均可促进新生骨形成，在前6周45S5泥灰内的可吸收载体延缓了生物活性玻璃成分的降解，同时允许骨前体细胞渗透分布至整个缺损区域内，较同时期45S5颗粒促进了更多的新生骨形成。 （三）结构及力学特性 生物活性玻璃的高脆性与低力学强度阻碍其在骨修复中的广泛应用，因此许多研究以改善生物活性玻璃材料的结构和力学强度为目标。Bi等[69]制备了3D打印13-93、13-93B3支架以及13-93B3定向支架，抗压强度分别为86 MPa、40 MPa和32 MPa。在三种支架植入大鼠体内后，通过苯胺蓝法测得3D打印13-93支架的新生软骨量最高，而新生软骨能成熟为骨组织。三种支架在新生骨形成、血管形成和HA形成的定量分析中与自体骨移植无显著差异。Bellucci等[70]为探讨MgO和SrO作为网络修饰剂对生物活性玻璃的影响，制备了BG_Ca/Mix，BG_Ca/Mix内10 mol%的CaO替换为MgO（BGMIX_Mg）或SrO（BGMIX_Sr）或1:1比例的MgO/SrO（BGMIX_MgSr）。结果表明三者均提升了材料烧结能力，约750 ℃的较低温烧结而无析晶，弹性模量以BGMIX_MgSr、BGMIX_Sr、BGMIX_Mg的次序递增，最高达（112.6±8.0）GPa，而这一次序也与体现材料致密度的烧结收缩率相符。 （四）检验技术 许多研究提到在X线片和CT扫描下，新生骨与生物活性玻璃成分的对比度较低，且受周围组织影响，判读结果常与组织学检查不一致[67,71,72]。Fu等[73]依靠同步辐射micro-CT获得了清晰分辨皮质骨、新生骨、转化的玻璃移植物、血管组织的2D图像和精确到10 μm的3D重建图像，与HE染色下的光镜观察结果相符。这种技术改进了组织区分度和分辨率，在实验动物无损检测和定量分析中有着重要的应用潜力。另外，常作为骨缺损动物模型的鼠和兔过小的体型以及骨骼结构与人骨的低相似度成为同类研究的局限，生物活性玻璃的评价模型仍有待研究[74]。
四、展望 生物活性玻璃诞生至今已有众多的衍生版本，虽然目前仍以硅酸盐生物活性玻璃为主，但硼酸盐、磷酸盐也逐渐得到关注。几乎所有的研究都是从改善生物活性和增强机械性能角度出发。生物活性可看作时间尺度上生物活性玻璃降解表达成骨效应的总和；而机械强度是由与降解率呈负相关的生物活性玻璃强度及新生骨组织的强度共同决定的；二者间存在的矛盾有待调和。如何控制生物活性玻璃在体内的降解速率成为需要解决的问题。在促进成骨、促进血管形成方面的详细机制还有待深入研究。期待不久的将来生物活性玻璃能给骨缺损患者带来更多更好的选择。
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