丁 彤 楊瑟飛

人工種植牙經(jīng)過半個世紀的發(fā)展已成為牙列缺損和缺失的主流修復(fù)技術(shù)。自上世紀50 年代Rr?nemark 發(fā)現(xiàn)骨結(jié)合[1]以來，鈦及鈦合金因為具有良好的組織相容性、耐腐蝕性和彈性模量接近骨組織而成為大多數(shù)臨床醫(yī)生在牙科領(lǐng)域種植手術(shù)時首選的材料。盡管鈦及鈦合金人工牙根的性能特點滿足臨床需求，但由于炎癥、肉芽或纖維組織的優(yōu)勢生長以及異物反應(yīng)都可能會限制人工牙根的骨結(jié)合[2,3]，而且對于一些患有全身性疾病，如糖尿病、骨質(zhì)疏松癥等的患者，種植成功率不高且預(yù)后不佳[4]。全身用藥一定程度上可以控制炎癥發(fā)展，改善治療效果，但其存在用藥量大、局部效果欠佳、不良反應(yīng)大等缺點，因此，能否局部給藥成為學(xué)者們的關(guān)注點。由于種植體表面是直接與宿主骨組織接觸的區(qū)域[5]，而鈦-骨界面是骨結(jié)合發(fā)生的部位，因此，學(xué)者們嘗試從種植體表面物理形態(tài)到界面化學(xué)進行改性[6]。通過鈦種植體自身加載藥物(本文將發(fā)揮治療作用的藥物和生物活性分子，如生長因子、骨形成蛋白等統(tǒng)稱為藥物)并局部控制釋放來最大限度地減少不良反應(yīng)，改善鈦骨結(jié)合的生物學(xué)效應(yīng)，擴大人工種植牙適應(yīng)證的范圍，并提高種植的成功率。本文就目前國內(nèi)外牙科鈦種植體表面藥物加載并控制釋放的研究進展進行綜述。

1.牙科鈦種植體表面處理及藥物加載方式

牙科鈦種植體表面處理或改性以及藥物加載的目標是通過影響骨細胞行為、表面化學(xué)反應(yīng)和物理修飾的方式來促進骨結(jié)合和提高種植牙的長期成功率。Rousseau 等人認為以藥物加載為目的進行表面處理的鈦植入物不僅對局部組織沒有負面影響，而且能夠促進鈦植入物周圍更快的骨結(jié)合[7]。為了有效加載藥物，鈦種植體的表面處理或改性方式有物理機械、化學(xué)及生物化學(xué)等，按照藥物與植體表面的接觸方式大致分為直接對鈦基材改性的非涂層加載和需中間層介導(dǎo)的涂層加載式兩種方式，其中后者的藥物加載策略可以分為后加載、共同加載和預(yù)加載三種模式。下面將鈦種植體表面處理非涂層與涂層方式以及藥物加載的策略分別進行論述。

1.1 鈦種植體表面非涂層處理方式 非涂層抗菌鈦或鈦合金是指通過表面或整體改性的方法，向鈦或鈦合金中添加抗菌成分，從而具備抗菌性能。通常情況下非涂層鈦基材的抗菌成分一般包括金屬元素抗菌劑(銀、鋅、銅等)、金屬化合物抗菌(YiO2、YiN 等)以及非金屬元素抗菌劑(氟F 等)，此類抗菌劑在鈦基材上均勻分布，具有廣譜抗菌性、不影響細胞的黏附與附著、良好的生物相容性，良好的穩(wěn)定性和耐熱性[14]。金屬元素通常使用真空電弧熔煉法和粉末冶金法[15]使其與鈦基材結(jié)合，N3-、F-等通過離子注入的方式添加在鈦基材表面或基材內(nèi)。

1.2 鈦種植體表面藥物加載的涂層載體 鈦種植體表面藥物加載的涂層載體主要有：羥基磷灰石涂層、二氧化鈦納米管涂層、生物可降解聚合物涂層和脂質(zhì)體涂層。

1.2.1 羥基磷灰石涂層 骨骼和牙齒的主要礦物成分之一是羥基磷灰石(hydroxyapatite，HA)，成分是磷酸鈣，由于HA 與骨骼的礦物相結(jié)構(gòu)和化學(xué)成分相似，因此表現(xiàn)出良好的生物相容性和骨傳導(dǎo)性，能提高種植體初期骨結(jié)合的速度與強度，誘導(dǎo)骨組織迅速向其生長，其優(yōu)異的力學(xué)性能和良好的生物相容性使該化合物成為適合骨再生醫(yī)學(xué)的生物材料之一[8]。羥基磷灰石除了可以做涂層載體外，其本身也可以發(fā)揮藥理作用，增加皮質(zhì)骨的厚度。該涂層主要通過等離子噴涂的方式與鈦基材結(jié)合。

1.2.2 二氧化鈦納米管涂層 YiO2納米管(YiO2nanotubes，YNY)是通過陽極氧化技術(shù)在鈦表面上設(shè)計的納米結(jié)構(gòu)陣列，其優(yōu)點是高表面積、生物相容性好、耐腐蝕性、低成本且穩(wěn)定，其多孔結(jié)構(gòu)增強骨的再生和修復(fù)，促進成骨和軟組織反應(yīng)，有利于骨組織的生長和植入物固定，還可以通過加載和釋放一系列藥物(如抗生素、生長因子和其他生物大分子)來進一步增強其抗菌性能及成骨能力[9]，這些特性促使YNY 成為藥物加載涂層等生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用的理想候選原料。更重要的是，YiO2納米結(jié)構(gòu)能夠作為智能輸送系統(tǒng)來控制植入物中的藥物釋放[10]。該涂層是通過陽極氧化法直接在鈦基材上生成。

1.2.3 生物可降解聚合物涂層 聚合物-藥物共軛是目前解決藥物控制釋放有前景的技術(shù)。將生物可降解聚合物作為支架通過連接體與治療性的藥物分子共價結(jié)合。生物可降解聚合物，包括天然和合成來源，具有不同的降解率，如海藻酸鹽、殼聚糖、膠原蛋白、聚乳酸(polylactic acid,PLA)、聚乳酸-共-乙二醇(PLGA)等[11]。常用藥物一般有：四環(huán)素、慶大霉素、諾氟沙星、鈣三醇(calcitriol,VD3)、降鈣素、骨形態(tài)發(fā)生蛋白2(bone morphogenetic protein 2,RMP-2)以及siRNA、miRNA等。此類共軛物優(yōu)勢在于增強藥物溶解度、降低抗原性、可生物降解、靈活的與疏水和親水藥物結(jié)合、納米級的尺寸、改進藥代動力學(xué)參數(shù)、特定靶向。其本身并不具有治療作用。

聚合物或類似特性的材料，如PLGA[12]、殼聚糖等，還可以用來制作靜電紡納米纖維，納米纖維除上述的優(yōu)勢以外，還具有高滲透性的孔隙結(jié)構(gòu)、穩(wěn)定性好、高表面積和易于功能化的特點。此類涂層通過吸附作用、化學(xué)鍵合和層層自組裝等與鈦基材結(jié)合。

1.2.4 脂質(zhì)體涂層 脂質(zhì)體是利用磷脂雙分子層膜所形成的囊泡包裹藥物分子而形成的制劑。由于生物體細胞質(zhì)膜基本結(jié)構(gòu)也是磷脂雙分子層膜，脂質(zhì)體具有與生物體細胞相類似的結(jié)構(gòu)，因此有很好的生物相容性。由于這種結(jié)構(gòu)可以封裝疏水、親水和兩親的材料，因此有利于輸送藥物、蛋白質(zhì)、營養(yǎng)物質(zhì)、遺傳物質(zhì)、納米材料等等[13]。脂質(zhì)體通過雙分子膜以共價結(jié)合的方式黏附在鈦基材表面。

1.3 鈦種植體涂層載體表面的藥物加載方式鈦種植體表面處理與改性的方法與藥物加載的方式關(guān)系密切。鈦種植體表面藥物加載的過程通常是藥物溶解后直接浸漬，但是對于一些不能溶解的藥物或為了賦予藥物新的特性，如提高生物利用度和藥代動力學(xué)、減少毒副作用、控制釋放和提高藥物劑量等，會將藥物制成納米級的顆粒。之后通過涂層加載的方式將藥物加載到鈦種植體上?；诩{米藥物加載遞送系統(tǒng)而開發(fā)的納米藥物形式，包括聚合物納米顆粒[16]、脂質(zhì)體[13]、無機生物陶瓷納米顆粒[17]、藥物偶聯(lián)物[18]、水凝膠納米顆粒[19]等等。目前文獻報道，學(xué)者們根據(jù)藥物和涂層形成的順序?qū)⑺幬锛虞d策略分為三類：后加載、共同加載和預(yù)加載[20]?！昂蠹虞d”(見圖1a.)是在鈦基材表面先制備納米載體，然后加載藥物以實現(xiàn)高載藥量納米藥物遞送，其納米載體通常具有多孔結(jié)構(gòu)，如羥基磷灰石、YiO2納米管。?osiewicz 等[21]通過生產(chǎn)具有藥物洗脫性能的氧化物納米管而后加載硫酸慶大霉素，在炎癥條件下局部輸送的藥物?！肮餐虞d”(見圖1b.)是指在納米粒子形成過程中裝載或封裝藥物的策略，如聚合物-藥物共軛，共價結(jié)合在共同加載中很重要。Wang 等[22]在鈦植入物上成功構(gòu)建了一個由PLGA 和YNY 組成的混合表面系統(tǒng)，目的是通過長期藥物釋放來預(yù)防細菌感染。“預(yù)加載”(見圖1c.)是一種先產(chǎn)生藥物納米顆粒，然后構(gòu)建一個穩(wěn)定且能夠保護藥物核心的外殼的策略，如聚合物、脂質(zhì)體等包裹藥物涂層。Wei 等[23]把抗炎藥物阿司匹林(aspirin,ASA)裝入PLGA，通過電紡在鈦上構(gòu)建納米纖維涂層。通過聚多巴胺(polydopamine,PDA)改性確保了納米纖維涂層對鈦的附著力。

圖1 藥物加載策略

鈦種植體表面不但可以加載單一的藥物，而且能夠加載幾種藥物發(fā)揮不同的作用，形成多藥的控制釋放。Wei 等[24]構(gòu)建了殼聚糖和聚乳酸-乙二醇酸顆粒組成的新型結(jié)構(gòu)水凝膠，這種生物相容物質(zhì)可以加載萬古霉素和rhRMP-2，藥物釋放后可分別完成抗菌和促進成骨功能。這種系統(tǒng)可作為一種很有前途的涂層材料，以改善種植牙的表面條件，增強手術(shù)后的骨整合。

2.鈦種植體表面加載藥物后受控釋放的策略

現(xiàn)代藥物輸送系統(tǒng)[28]將藥物控制釋放機制分為主動釋放和被動釋放，并且討論物理參數(shù)pH 和溫度對藥物控制釋放的影響。主動釋放是指藥物在被某種物質(zhì)激活或受到某種特殊環(huán)境的影響下釋放，主要包括與配體結(jié)合的靶向釋放和聚合物-藥物共軛釋放。被動釋放是指藥物無論有無激活物質(zhì)都持續(xù)的釋放，主要包括高孔隙度和高表面積的擴散釋放。需要說明的是，控制釋放的策略并不是一個單一的機制，藥物釋放所受影響頗多，各個策略之間也是相互交叉影響的，且非常復(fù)雜。

無論何種載體產(chǎn)生的藥物釋放都由藥物遞送方式和藥物特性彼此之間的相互作用決定。選擇合適的藥物遞送方式，需要考慮的因素有藥物溶解性、受體的生物特性、作用部位和清除率等[25]。藥物的特點，例如濃度、尺寸、表面電荷和親疏水性等[26]也會影響藥物性能及其生物分布。其他因素如pH、溫度、沉積時間、控釋薄膜的生物學(xué)特征等[27]也會影響藥物釋放。

2.1 鈦種植體表面加載藥物的主動釋放 鈦種植體表面加載藥物的主動釋放主要見于與配體結(jié)合靶向和聚合物-藥物共軛物(PDC)來控制釋放。在與配體結(jié)合靶向中，聚合物先與抗體、蛋白質(zhì)和肽[10]等配體功能化，再與目標部位表達的受體相互作用[11]。聚合物-藥物共軛物的優(yōu)勢在于提高水溶性、增強穩(wěn)定性、延長血漿半衰期、主動細胞內(nèi)輸送、改變生物分布以及通過靶向部分進行定向輸送。

Yzeng 等[28]構(gòu)建了基于合成末端改性的聚β-氨基酯[Poly(β-amino ester)，PRAE]納米顆粒，以優(yōu)化siRNA 向人骨髓間充質(zhì)干細胞(human bone marrow mesenchymal stem cells，HRMSCs)的輸送，修飾過的PRAE 能夠與siRNA 形成緊密的連接，然后在細胞質(zhì)中引起有效的、環(huán)境觸發(fā)的釋放，通過增強HRMSCs 分化來達到成骨增強的作用。Liu 等[29]基于PLGA 薄膜構(gòu)建了miRNA-204抑制劑共軛金納米顆粒(AuNPs)藥物靶向輸送系統(tǒng)，藥物釋放提高了2 型糖尿病大鼠RMSC 的成骨分化能力，促進骨結(jié)合。

2.2 鈦種植體表面加載藥物的被動釋放 鈦種植體表面加載藥物的被動釋放主要受涂層載體的孔隙度和表面積影響并依賴于特定組織或細胞的生理特性。鈦種植體表面涂層能夠提高孔隙度和增大表面積的有YiO2納米管[30]、納米粒子(納米金剛石、羥基磷灰石、生物活性玻璃等)。

根據(jù)菲克定律，在單位時間內(nèi)通過垂直于擴散方向的單位截面積的擴散物質(zhì)流量(稱為擴散通量diffusion flux，用J 表示)與該截面處的濃度梯度(concentration gradient)成正比，數(shù)學(xué)式表達如下：

公式中,D 稱為擴散系數(shù)(m2/ s)，C 為擴散物質(zhì)(組元)的體積濃度(原子數(shù)/ m 或kg/ m)，dC/ dx為濃度梯度，“-”號表示擴散方向為濃度梯度的反方向，即擴散組元由高濃度區(qū)向低濃度區(qū)擴散。擴散通量J 的單位是kg/ m2·s。YNY 結(jié)構(gòu)中載藥的釋放動力學(xué)由擴散過程控制，其中主要控制參數(shù)是擴散系數(shù)、濃度梯度、孔徑、長度和表面化學(xué)[32,33]。在擴散系數(shù)和濃度相同情況下，藥物釋放與YNY的尺寸有很大關(guān)系。Shi Q 等[27]根據(jù)不同長度和直徑的YNY 分組實驗，明確了藥物釋放率與YNY 尺寸(直徑、長度、縱橫比和體積)的關(guān)系，這些參數(shù)的增加都會延長藥物散布的持續(xù)時間。最顯著影響藥物釋放的參數(shù)是長寬比，長寬比較高的YNY 釋放藥物的速度較慢。Nazl? 等[34]研究了YNY 長度與陽極氧化時間之間的關(guān)系，認為YNY 的長度受陽極化時間控制，藥物釋放時間隨著納米管長度的延長而延長。因此，YNY 的長度與陽極氧化時間和藥物釋放時間成正比。

納米粒子(通常范圍為1～100 nm)是藥物輸送的理想載體，能夠允許藥物在體內(nèi)快速積累到目標區(qū)域[26]。納米粒子具有一定的粗糙度，增加了表面積，使載藥量加大，這種納米范圍的粗糙化對成骨細胞增殖和植入組織中的細胞反應(yīng)很重要。尼爾斯等[35]利用聚合物型納米粒子的可降解性和藥物的擴散達到控制釋放的目的，通過殼聚糖納米粒子涂層降解來控制釋放RMP-2，提高降解率就會提高釋放效率。另外納米凝膠[31]因具有較高的孔隙率，而具有較高的藥物負載能力，在納米凝膠表面進行特殊化的修飾，同樣可以達到給藥的目的。

控制藥物有序釋放，有時還需和其他方式結(jié)合來達到目的，如層層自組裝(Layer-by-Layer，LbL)是利用帶相反電荷的聚電解質(zhì)在材料表面交替沉積形成聚電解質(zhì)多層膜(PEM)。調(diào)節(jié)聚電解質(zhì)類型、膜層厚度和膜層中負載的物質(zhì)可以獲得不同表面性質(zhì)的涂層[36]。Guan 等[37]在溶菌酶功能化的直接金屬激光燒結(jié)鈦(DMLS-Yi)上LbL 形成的含有米諾環(huán)素的透明質(zhì)酸和殼聚糖(chitosan,CS)多層聚電解質(zhì)酸，旨在抑制致病性微生物感染，隨著抗菌多層涂層的分解，擴散釋放的米諾環(huán)素濃度緩慢下降。層層自組裝為控制藥物有序釋放提供了有利的參考。

2.3 物理參數(shù)對鈦種植體表面加載藥物受控釋放的影響 鈦種植體表面的載藥涂層可以被pH、溫度、光和磁場[38]等的物理刺激修改并響應(yīng)。我們主要論述物理參數(shù)pH 和溫度對藥物控制釋放的影響。

2.3.1 pH 對藥物釋放的影響 鈦種植體表面的載藥涂層在pH 控制釋放的情況下，通過以下兩個參數(shù)影響釋放：藥物在釋放介質(zhì)中的溶解度和載體材料的穩(wěn)定性。賈等[39]合成了一種釋放布洛芬的核心殼結(jié)構(gòu)，藥物釋放量隨pH 值的降低而增加。當pH 值在7 到5 之間，形成質(zhì)子化叔胺基團，載體與水的親和力增加，疏水材料變?yōu)橛H水，親水形式利于水的結(jié)合，藥物通過溶解釋放；當pH 值在5 到3 之間，載體的膨脹利于溶液中藥物的釋放。Zhou 等[40]構(gòu)建了具有抗菌和成骨能力的銀聚合物納米纖維(AgNPs)/ 慶大霉素(Gen)負載絲纖維蛋白(SF)涂層，釋放的Ag+取決于體液的pH 值，釋放率隨著pH 值的降低而增加，酸性條件下的質(zhì)子化導(dǎo)致CS 屏障層坍塌和Ag+的靜電排斥。說明了藥物在釋放介質(zhì)中的溶解度和載體材料穩(wěn)定性對于pH 控制釋放的重要性。

另外，學(xué)者們設(shè)計了pH 敏感納米粒子載體，Dehousse 等[41]利用三甲基殼聚糖(YMC)構(gòu)建了一種pH 敏感的聚合物納米粒子載體去遞送siRNA，向其加入對pH 敏感的甲基丙烯酸(MAA)共聚物形成pH 敏感的MAA-YMC-siRNA 給藥系統(tǒng)。該顆粒制備簡單、安全、體外siRNA 輸送顯著改善。這種pH 敏感的納米粒子為種植體表面載藥并控制釋放提供了新的思路和方法。

2.3.2 溫度對藥物釋放的影響 溫度控制藥物釋放是一個成熟的技術(shù)，適用于不同類型的涂層載體和藥物。鈦種植體表面加載的藥物無論溫度如何，釋放都會存在，但一些受溫度影響的載體當達到目標溫度時，釋放量就會最大化。Jiang 等[42]使用帶有螺旋體功能化聚二甲基氨基乙基丙烯酸酯作為載體，對香豆素102 進行了受控釋放，結(jié)果表明溫度可以在釋放中發(fā)揮作用：60℃時釋放量大于25℃。由于聚合物親水性降低，溫度升高會導(dǎo)致聚合物收縮和藥物釋放。此外，一些生物分子如熱敏脂質(zhì)體也可以作熱控制釋放的載體。雖然在鈦種植體植入的過程中會產(chǎn)生一定的熱量，但這種溫度的改變是暫時且不穩(wěn)定的，而生物體內(nèi)的溫度是基本恒定的，基本上溫度控制藥物釋放目前還只能停留在體外實驗階段，因炎癥產(chǎn)生的溫度升高也還不足以明顯改變藥物的釋放規(guī)律。

3.總結(jié)

本綜述明確了以藥物加載為目的的牙科鈦種植體表面處理，并對控制釋放的方法進行初步討論。目前鈦植入物表面載藥主流的表面處理方式是涂層技術(shù)，不同的涂層有不同的特點，應(yīng)用最為廣泛的是YiO2納米管涂層和聚合物涂層，加載藥物的技術(shù)日趨成熟，受控釋放的機制還需更多的實驗研究來探索。作為鈦種植體的涂層，需要抗磨損失效才能在植入后穩(wěn)定發(fā)揮藥物的作用，如何構(gòu)建能抗磨損失效的涂層載體也是一個技術(shù)難點。藥物裝載并控制釋放在組織工程再生領(lǐng)域前景廣闊，納米和聚合物領(lǐng)域的藥物緩釋研究平臺還不成熟，但隨著材料學(xué)的發(fā)展，藥物智能受控釋放技術(shù)將會革新現(xiàn)有的藥物緩釋研究，更廣泛地應(yīng)用到牙科種植修復(fù)臨床領(lǐng)域。