生物相容的材料及其用途的制作方法

本申請是申請號為201280035031.x，申請日為2012年6月1日，發明名稱為“生物相容的材料及其用途”的專利申請的分案申請。相關申請本申請要求申請號為2011902160(2011年6月1日)和2011903923(2011年6月23日)的澳大利亞臨時專利申請的優先權。這兩個申請通過引用在此結合。本發明涉及一種生物相容的材料，尤其涉及一種兩相或生物相容的復合陶瓷材料，其中，第一相為摻雜的硅酸鈣鋅(dopedcalciumzincsilicate)，第二相為金屬氧化物。在一個實施例中，本發明被開發以用于組織(包括骨組織)再生。在另一實施例中，本發明被開發以用作一種提高現有植入式醫療裝置的長期穩定性的涂層。在另一實施例中，本發明被開發以用于給藥或骨組織再生。在又一實施例中，本發明被開發以用于以注射形式給藥。然而，可以理解的是，本發明并不局限于這些特定領域的使用。
背景技術：
：下面關于現有技術的論述用于為本發明提供合適的技術環境，使得本發明的優點能夠被更完全地理解。然而，需要知道的是，說明書中對現有技術的任何論述不應到被理解為，表示或暗示承認這種現有技術是眾所周知的或者形成本領域的公知常識的一部分。骨頭作為活體組織，具有自愈的能力，然而，在一些情況下，無論任何原因導致的骨頭的損壞過于嚴重，使得自然愈合無法進行，此時就需要骨植入物來刺激再生。骨植入物主要有三種類型：自體植入物、同種異體植入物和人工植入物。由于人工植入物能夠改善自體植入物和同種異體植入物存在的許多問題，例如供應有限、供骨部位疼痛以及免疫原性組織等，所以在作為骨代替物的人工植入物領域進行著大量的重要研究。對于晚期的退行性骨病而言，關節置換術仍然是緩解疼痛和痛苦的唯一療法。然而，骨科領域的這種技術并不令人滿意。例如，澳大利亞人每年需要有超過6萬例髖關節和膝關節置換手術，并且據估計將以每年10％的速率增長，令人吃驚的是，其中的25％是失敗的植入物的翻修[graves,s.e.等人，澳大利亞骨科學會國家關節置換登記，醫學雜志(med.j)2004年8月；180卷(增刊5)：p.s31-4]。在骨塊(bonestock)損壞或者原始植入物的穩定性有問題的情形下(例如老年患者、創傷后的受傷或者在翻修手術中)，會產生進一步的并發癥，這些病例的短期或長期臨床效果是非常差的。平均壽命的增加和需要植入物的年輕患者數量的增加強烈需求植入物的壽命更長，并且驅動了用于研發新型的微工程表面的生物醫學研究，通過骨整合，該新型的微工程表面可以將非骨水泥假體直接固定到活骨上，從而嘗試提供強壯到足以支持終生功能負荷的穩定接口。很明顯，目前的骨科裝置的壽命存在嚴重問題；預計只隨著需要這種治療的老年人口的需求的增加而增多也是一個問題。任何可以增加這些骨科裝置的性能的改進都受到骨科業界和病患自身的歡迎。促進骨和內皮細胞的遷移、增生和分化的3d支架在骨科和頜面外科手術中越來越重要。理想的骨替代材料應當支持骨成形和血管成形；顯示極少的纖維化反應并充當用于骨再造的臨時生物材料。它們必須以一種受控的方式降解為無毒產物，身體可以通過普通生理機制將其新陳代謝或排泄(yaszemski等人，生物材料，1996年，17卷，175-185頁)。為了防止應力遮擋并保持合適的韌性以避免循環負荷下的疲勞斷裂，需要支架的機械強度好并且具有與骨頭的彈性模量相當的彈性模量。目前還沒有成功的方法可以實現骨組織再生和重建帶有關節軟骨的關節炎關節。軟骨修復響應不足導致對促進組織再生的新方式的需求越來越大。上個世紀，為了促進或者刺激骨生長的目的研究了作為支架的各種陶瓷。例如，在1880年，硫化鈣(熟石膏)被使用。然而，硫化鈣顯示了較低的生物活性和較高的降解速率(tay等人，orthop.clin.northam，1999年，30：615-23)。在1950年，羥磷灰石被使用，但是其降解率較低并且機械性能較差(wiltfangj.等人，j.biomed.master.res.2002；63：115-21)。在1970年，生物玻璃被研制出來。然而，由于其固有的脆性以及較低的彎曲強度，使得這種材料較難處理(gordiolig.,clin.oralimplantsres.2001,13:655-65)。1990年，硅酸鈣陶瓷開始被用來刺激骨生長。它們被認為是有潛力的生物活性材料并且它們的降解產物不會引起炎癥反應。但是，這些材料存在一些降低其物理和生物特性的缺點，包括他們的a)不能將需要的機械性能和開孔率結合；b)機械強度差使得它們不適用于承重應用(load-bearingapplications)；以及c)化學不穩定性差(高降解速率)導致周圍環境的高堿性條件，這對于細胞活性是有害的，并且限制了它們的長期生物應用。同時，其他更近期的陶瓷，例如羥基磷灰石(hap)、bioverit玻璃陶瓷、ceraverit和其他硅酸鈣，被發現可以粘接活體骨并滿足廣泛的臨床應用，即好的生物活性，但是由于這些材料的相對脆性，它們不能被用在高負荷區域，如，例如腿部發現的皮層質骨。因此，這些材料具有良好的生物活性，但是在移植之后缺乏完全地生物降解能力，并且它們的機械強度一般[henchl.l.,jamceram.soc.199881:1705-28]。它們是非常易碎的并且經常破裂。至少因為這個原因，這種材料通常限制于用作金屬植入物上的涂層。另一種已知材料是摻雜的鋅黃長石，如國際專利申請wo2010/003191中所述。摻雜的鋅黃長石是一種生物相容的陶瓷材料，該材料包括sr、mg或者ba摻雜的鋅黃長石(ca2znsi2o7)。本發明的一個目的是克服或改進上述現有技術的至少一個缺點，或者提供一種有用的替代。本發明的一個特別優選的實施例的目的是提供一種生物相容的復合陶瓷材料，該材料可用于提高例如包括這種材料的可植入式醫療裝置和/或可植入式給藥裝置的長期穩定性。除非文中清楚規定有所不同，否則說明書和權利要求書中的包括及類似詞均以非封閉的意義解釋，而不是以排他的或者窮舉的意義解釋。也就是說，應被解釋為“包括但不限于”。雖然本發明將參照具體的例子來進行說明，但是可以理解地，本領域技術人員可以采用許多其他形式實現本發明。本領域技術人員可以理解的是，“生物相容性”一詞定義了一種雙向響應，即身體對材料的響應和材料對身體的響應。醫療裝置的生物相容性是指裝置實現其預期功能的能力，在受移植者體內達到期望的結合程度，而不在受移植者體內引起任何明顯的或者長期的不被期望的局部或全身作用。技術實現要素：第一方面，本發明提供了一種生物相容的復合陶瓷材料，所述材料包括第一相和第二相，所述第一相為有摻雜物的鋅黃長石(ca2znsi2o7)，所述第二相為屬于尖晶石族礦物的金屬氧化物。所述第一相為摻雜的鋅黃長石(ca2znsi2o7)，其在國際專利申請wo2010/003191中公開。鋅黃長石摻雜有鍶、鋇和/或鎂中的至少一種。第二相為屬于尖晶石族礦物的金屬氧化物。所述尖晶石可以是在立方/等軸晶系中結晶的通式為a2+b23+o42－的礦物中的任一種，氧化物陰離子分布在立方形的密集晶格中，陽離子a和b占據所述晶格中的一些或所有八面體或四面體位置。a和b可以是二價陽離子、三價陽離子或四價陽離子，包括鎂、鋅、鐵、錳、鋁、鉻、鈦和硅。在一個優選實施例中，所述金屬氧化物為鋅類晶石(znal2o4)；該金屬氧化物有時被稱為“鋅尖晶石”。但是，在另一實施例中，所述金屬氧化物是鎂屬尖晶石(generically-maned“spinel”)(mgal2o4)或鐵尖晶石(feal2o4)，或者它們的結合。本發明第一方面限定的材料體現了所述第一相和第二相之間的協同(synergistic)的生物相容性，該協同的生物相容性大于所述第一相和所述第二相各自的生物相容性。在一個優選實施例中，所述第一相的分子式為[(srababmgc)ca[2.0-∑(a,b,c)]znsi2o7]，其中，∑(a,b,c)為0.05-0.9；所述第二相的分子式為[(mgxznyfez)al2o4]，其中，∑(x,y,z)＝1。在另一優選實施例中，所述第一相為分子式為sr0.1ca1.9znsi2o7的硅酸鍶鈣鋅。在一個實施例中，所述第一相的重量百分比為約70％～99％；所述第二相的相應的重量百分比為約30％～1％。在一個優選實施例中，所述材料為植入級或者醫療級材料。所述材料優選在接觸體液后形成羥磷灰石層，進而加強哺乳動物體內的生物相容性。在其他優選實施例中，所述材料的孔隙率(porosity)為約20％～80％，平均孔徑大小為約20～500微米和/或耐壓強度為約2～15mpa。為了方便起見，在以下討論中，所述第一相被稱為“a相”或“sr-ht”，所述第二相被稱為“b相”或“氧化礦(mineraloxide)”。然而，可以理解地，本發明的陶瓷材料可以具有或者不具有實際分離的離散相，并且所述材料可以是這些“相”的均相混合物(homogenousmixture)，或者可以是包括各個“相”的分離的可辨認的成份的非均相體系。本發明的所述材料為包括摻雜的鋅黃長石和金屬氧化物的復合材料。在a相和b相的混合物中，a相的重量百分比可以為70％～99％，進而使得各自的b相的重量百分比為30％～1％。特別地，a相的量可以為70、71、72、73、74、75、76、77、78、79、80、81、82、83、84、85、86、87、88、89、90、91、92、93、94、95、96、97、98、或99wt％，而b相的量(非各自的)可以為1、2、3、4、5、6、7、8、9、10、11、12、13、14、15、16、17、18、19、20、21、22、23、24、25、26、27、28、29或30wt％。最終材料中的氧化礦(b相)的百分比取決于添加到摻雜的鋅黃長石(a相)中的氧化鋁的百分比。以鋅類晶石為例來進行說明，氧化鋁在高溫下會與鍶摻雜的鋅黃長石強反應，發生部分熔融。鋅類晶石相在熔融中形成。現已發現，由于大規模熔融會使得支架容易坍塌(collapse)，所以添加的氧化鋁不能超過一定量。這實際上意味著最大氧化鋁添加量為約15wt％，這樣在最終材料中能形成約20％的鋅類晶石。然而，可以想到的是，該系統可以用于獲得高達約30％的鋅類晶石。在國際專利申請wo2010/003191中，通過用sr部分替代鋅黃長石中的ca離子而將zn和sr離子結合到ca-si體系中，從而獲得了一種新型材料，即硅酸鍶鈣鋅(sr0.1ca1.9znsi2o7)。該優選材料通過溶膠凝膠(sol-gel)法制備。該新型材料顯示的生物學特性有令人驚奇的進步，其生物學特性出乎意料地比現有材料的生物學特性好。在本發明中，sr-ht與鋅類晶石結合，通過該結合產生了驚人的協同效應。換句話說，新的復合陶瓷材料展現了比其單獨成分的特性總和更好的特性。在本發明中，優選包括重量百分比的比值為80/20的sr-ht和鋅類晶石的混合物的這種新復合陶瓷材料，不僅具有生物相容性，并且是比市售材料或者單獨的sr-ht優質的材料。這種新的復合陶瓷材料(sr-ht/鋅類晶石(80/20wt％))的成分和晶體結構不同于sr-ht，并且其至少以下一種或多種參數優于sr-ht：成分、晶體結構、穩定性、機械強度(比市售材料強100倍)和彈性模量、親水性、斷裂抗力、生物學表現(例如，黏附、擴散和對人體成骨細胞分化的誘導(inductionofhumanosteoblastdifferentiation)，其中，成骨細胞即骨形成細胞)。出乎意料地，已發現sr-ht和鋅類晶石復合陶瓷材料的生物相容性和生物活性均有所提高，如其引導成骨(osteoconductive)和誘導成骨(osteoinductive)特性所表明的。此外，sr-ht和鋅類晶石復合陶瓷材料特別適合骨和其它組織的再生。在一個實施例中，本發明的生物相容的復合陶瓷材料特別適用于在關節炎關節的重建(resurfacing)，以促進關節軟骨的生長。在其他實施例中，本發明的生物相容的復合陶瓷材料，對于在例如在骨科和頜面手術中促進骨和內皮細胞的遷移、增生和分化并為承重部件提供充足的機械特性的3d支架的開發十分有用。本發明的生物相容的陶瓷材料支持骨組織再生/形成和血管成形，并且產生極少的纖維化反應。在一種實現方式中，本發明提供了用于骨軟骨缺損的復合陶瓷支架。在其他實現方式中，本發明提供了一種可以涂覆在目前使用的骨科和牙科植入物上以提高植入物的長期穩定性的材料。本發明的生物相容的復合陶瓷材料還可以用作用于關節組織再生的涂層。本發明還發現，除了重建和修復目的的用途以外，本發明還可以用于美容，例如將該材料用于鼻子和下巴的整形以及腿部延長。另一方面，本發明發現了用于骨科金屬植入物和牙科應用的涂層和用于頜面重建應用的涂層之間的特殊關聯。在一個優選實施例中，所述材料上涂覆有至少一種可吸收的聚合物材料，該聚合物材料選自以下材料：聚乙交酯(polyglycolides)、聚對二氧環己酮(polydioxanones)、聚羥基烷基酸酯(polyhydroxyalkanoate)、聚乳酸(polylactide)、藻酸鹽、膠原蛋白、殼聚糖、聚亞烴草酸酯(polyalkyleneoxalate)、聚酸酐、聚(乙交酯-共-碳酸亞丙基酯)、聚酰胺酯和/或聚酯肽(polydepsipeptides)。本領域技術人員可以知道，由于在燒結過程中，氧化鋁和ht之間會發生化學反應，從而在支架的微觀結構中形成鋅類晶石相，所以sr-ht/鋅類晶石的成分不能簡單描述或預計為前軀體(precusor)(sr-ht和氧化鋁)的混合物。同樣地，由于該化學反應，其化學特性和生物活性也不能基于所用的前軀體來預測。另外，已知氧化鋁具有生物惰性(即非生物活性)，因此其用作生物活性陶瓷的前軀體是反直覺的。令人驚奇的是，鋅類晶石可以在原位形成，從而生成一體的生物相容的陶瓷材料，而sr-ht和鋅類晶石的簡單混合只能生成較不均勻的材料。不希望受到理論束縛，我們認為將較小比例的鋅類晶石添加到sr-ht材料中提高了其化學特性，這是因為以下兩個主要因素：sr-ht顆粒之間的部分熔融和玻璃相的形成；所述玻璃相中亞微米的鋅類晶石相的存在以及所述sr-ht顆粒周圍的表現為強烈限制的強玻璃-陶瓷相的建立。第二方面，本發明提供了一種生物相容的復合陶瓷材料，所述材料包括第一相和第二相，所述第一相包括采用選自以下摻雜某種元素的硅酸鈣鋅，所述摻雜物包括sr、mg、ba或者它們的結合；所述第二相包括金屬氧化鋁，所述金屬為mg、zn、fe或者它們的結合。關于第一相，所述摻雜物，即sr、mg、ba或者它們的結合優選至少部分替代所述硅酸鈣鋅中的鈣。在其他優選實施例中，所述摻雜物為sr，所述sr-硅酸鈣鋅的分子式為srxca(2-x)znsi2o7，其中，x的取值范圍為0.05-0.9。優選地，x等于0.1，即所述第一相包括分子式sr0.1ca1.9znsi2o7。在一個優選實施例中，鈣至少部分被mg替代，或者可以完全被mg替代。在一個優選實施例中，所述第二相為鋅類晶石(znal2o4)。本發明的另一實現方式包括分子式為sr0.1ca1.9znsi2o7的硅酸鍶鈣鋅和鋅類晶石。較佳地，硅酸鍶鈣鋅材料的透射x射線衍射圖(transmissionx-raydiffractionpattern)在下面的衍射角2-θ處具有三個特征峰：“高”強度線：31.44度；“中等”強度線：29.225度；以及第三高強度線：36.565度。優選地，本發明的一個實施例的硅酸鍶鈣鋅材料包括如國際專利申請wo2010/003191中的圖1a中的x射線衍射圖。優選地，本發明的生物相容的復合陶瓷材料在生理體液中是生物相容的。優選地，本發明的生物相容的材料在接觸體液后形成羥磷灰石層。如本領域技術人員所知，羥磷灰石的形成是得到了廣泛認可的證明身體接受了該材料的獨特的有力證據，并且是植入物與活骨化學粘接的需要。關于相a，sr：ca的比率優選為約0.025-0.85。例如，sr：ca的比率的取值可以為0.025、0.05、0.075、0.1、0.125、0.15、0.175、0.2、0.225、0.25、0.275、0.3、0.325、0.35、0.375、0.4、0.425、0.45、0.475、0.5、0.525、0.55、0.575、0.6、0.625、0.65、0.675、0.7、0.725、0.75、0.775、0.8、0.825或0.85。當然，該比率的取值也可以在這些例子之間。sr-硅酸鈣鋅的分子式優選為srxca(2-x)znsi2o7，其中，x的取值范圍為0.05-0.9。優選地，x等于0.1。可選地，x可以為0.05、0.15、0.2、0.25、0.3、0.35、0.4、0.45、0.5、0.55、0.6、0.65、0.7、0.75、0.8、0.85、0.9或者這些引用的數字之間的值。可以理解地，摻雜物sr也可以是mg或ba。摻雜物還可以是sr、mg或ba的混合物。在一些實施例中，sr基本上可以采用變體替代，該變體可以選自mg和ba。如前所述，用于骨組織再生的包含氧化鈣和二氧化硅的生物玻璃、玻璃陶瓷和生物陶瓷的發展在過去三十年中受到了密切關注。從材料中釋放的含ca-和si-的離子型產物對成骨細胞的增殖、分化和相關基因表達以及礦化作用的刺激效應也有良好的文檔記錄(參見，例如，生物化學與生物物理學研究通訊2000(biochem.biophy.res.commun.2000)；276：461-465中，xynosi.d.等人的生物活性玻璃溶解的離子型產物增加人體成骨細胞的增殖并誘發胰島素樣生長因子ii(insulin-likegrowthfactor)mrna表達和蛋白質合成)。由于硅酸鈣基材料具有生物活性，所以被認為是用于骨組織再生和植入物涂層的有潛力的生物活性材料。然而，硅酸鈣陶瓷的一個主要缺點是它們的溶出度(dissolutionrate)較高，導致周圍環境高堿性ph值(ahighalkalinephvalue)(參見，例如，j.eur.ceram.soc.2002；22：511-520中，siriphannonp.等人的模擬體液中硅酸鈣粉末上羥磷灰石的形成)。事實上，由于硅酸鈣涂層的溶出速率相對較快，所以硅酸鈣涂層在鈦基底的粘接會隨著在模擬體液(sbf)中的浸泡時間的增加而降低，這限制了其進一步的生物學應用。本發明的發明人出乎意料地發現，本發明的生物相容的復合陶瓷材料與現有的硅酸鈣和現有的生物陶瓷材料相比，性能有了顯著提高。特別地，在一些實施例中，本發明的生物相容的復合陶瓷材料具有硅酸鈣材料的許多優點，并改善了它的一些已知的缺點。本發明的生物相容的復合陶瓷材料展現了較低的溶出度，與硅酸鈣材料相比，這可以相對減小ph值。此外，本發明的生物相容的復合陶瓷材料還促進了硅酸鈣的致密化并保持了磷灰石的形成能力。本發明還有可能促進人體骨源細胞(humanbonederivedcell)增殖。進一步地，在一些實施例中，本發明的生物相容的復合陶瓷材料展現了優秀的化學特性，如彎曲強度和斷裂韌性。它還可以允許骨細胞黏附(attachment)和增殖。特別地，在一些實施例中，本發明的生物相容的復合陶瓷材料可以形成與骨的化學粘接，并能夠形成磷灰石層。此外，本發明的生物相容的與硅酸鈣相比，腐蝕相對較少。第三方面，本發明提供了一種生物相容的復合陶瓷材料的制備方法，所述方法包括以下步驟：提供用于產生元素摻雜的硅酸鈣的前驅體材料的溶膠，并將該溶膠至少部分膠化成為第一溶膠，所述元素選自sr、mg、ba或者它們的結合；提供用于產生鋅類晶石的前驅體材料的溶膠，并將該溶膠至少部分膠化成為第二溶膠；混合所述第一溶膠和所述第二溶膠；以及干燥和燒結混合后的溶膠，從而形成所述生物相容的復合陶瓷材料。第四方面，本發明提供了一種生物相容的復合陶瓷材料的制備方法，所述方法包括以下步驟：采用溶膠凝膠法形成摻雜鍶的硅酸鈣鋅粉末；通過旋轉球磨機混合和機械活化所述摻雜鍶的硅酸鈣鋅粉末和氧化鋁粉末；干燥并燒結獲得的粉末，以形成所述生物相容的復合陶瓷材料。優選地，所述混合和機械活化采用旋轉球磨機進行一周。在旋轉球磨機中研磨原材料的顆粒，促進了氧化鋁和sr-ht顆粒之間的擴散和反應。在研磨過程中，顆粒碎成更小的塊，它們的表面積增大，從而加強了高溫下的擴散。此外，氧化鋁粉末在sr-ht粉末中的分布將更均勻和勻質。在用于從氧化鋁和sr-ht中形成鋅類晶石相的機制不清楚時，發明人在不希望受理論束縛的情況下，假設氧化鋁可以與sr-ht反應，使得一些顆粒在sr-ht表面熔融。然而，在冷卻階段，一些鋅類晶石(znal2o4)晶體可以從包含al、o、zn、ca和si元素的熔融物中結晶，而未反應的元素形成玻璃相。第三方面和第四方面的生物相容的復合陶瓷材料是溶膠-凝膠法制備的。但是，可以理解地，在其他實施例中，本發明的生物相容的復合陶瓷材料的任何合成生產方法均屬于本發明的范圍內。例如，在另一實施例中，原材料熔融、冷卻后，將得到的材料粉碎。然后，如現有技術已知的，產生的粉末被成形和熱壓。第五方面，本發明提供了一種采用按照本發明的第三方面或第四方面的方法制備的生物相容的復合陶瓷材料。第六方面，本發明提供了一種用于制備生物相容的復合陶瓷材料的合成物，所述合成物包括氧化鋁和摻雜鍶的硅酸鈣鋅，該摻雜鍶的硅酸鈣鋅為摻雜鍶的鋅黃長石srxca(2-x)znsi2o7的形式，其中，x為約0.05-約0.9。第七方面，本發明提供了一種可植入的醫療裝置，所述裝置包括本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料。所述醫療裝置優選選自以下裝置：3d可植入支架、用于重建手術的骨科植入物、牙科植入物/假肢、脊柱植入物、用于顱面重建和牙槽嵴增高的植入物、用于軟骨重建的骨軟骨缺損植入物、外科緊固件(例如夾鉗、夾子、護套(sheath)或者訂書釘)、手術織物、人工心瓣(例如護套、法蘭(flange)、薄片或轉軸(hinge))、支柱、支架或覆膜支架、用于骨軟骨損傷的兩相支架(biphasicscaffold)、用于骨組織再生和頜面重建的促進血管成形和骨組織向內生長的支架、目前使用的骨科和牙科植入物上的涂層(從而提高長期植入物和給藥裝置的穩定性)。但是，可以理解地，許多其他裝置也屬于本發明的范圍。在其他實施例中，本發明的生物相容的復合陶瓷材料可以形成為手術裝置的組成部分或者作為手術裝置的涂層。同樣屬于本發明保護范圍的還包括，例如包括本發明限定的生物相容的復合陶瓷材料的骨植入物、牙齒填充物、或生物粘結劑。在一個實施例中，所述醫療裝置是永久植入的。但是，在其他實施例中，該醫療裝置也可以是暫時性植入的。在一些方面，該醫療裝置基本上是可生物降解的或者可吸收的。在一個實施例中，包括本發明的生物相容的復合陶瓷材料的醫療裝置的孔隙率為約20～80％。然而，可以理解的是，可以根據目的用途或所需用途按配方制造或生產具有更低或更高孔隙率的所述裝置，任何孔隙率范圍均在本發明的保護范圍內。例如，孔隙率可以為50、55、60、65、70、75、80、85、90或95％，或者可以為這些示例性數字之間的值。在一個實施例中，所述裝置的孔徑大小為約20～約500μm(微米)。然而，可以理解地，可以根據目的用途或所需用途按配方制造或生產具有更小或更大孔徑的裝置，不管孔徑大小為多少都屬于本發明的范圍。例如，孔徑大小可以為20、30、40、50、60、70、80、90、100、110、120、130、140、150、160、170、180、190、200、210、220、230、240、250、260、270、280、290、300、310、320、330、340、350、360、370、380、390、400、410、420、430、440、450、460、470、480、490、或500微米，或者為引用的這些示例性數字之間的任何孔徑大小。本發明的可植入裝置具有許多使其適于用作植入物的特性，包括高化學強度、耐疲勞性、耐腐蝕性和生物相容性。該植入物可以植入動物體內包括但不限于爬行動物、鳥類和哺乳動物，特別優選是人。優選地，所述可植入裝置的抗壓強度為2-15mpa。本發明的裝置可以通過不同的方式植入體內，包括但不限于皮下移植、皮膚表面移植、口腔內移植和其他手術移植方法。在一個實施例中，本發明的生物相容性復合陶瓷材料可以涂覆有至少一種可吸收的聚合物材料，該聚合物材料包括但不限于：聚乙交酯(polyglycolides)、聚對二氧環己酮(polydioxanones)、聚羥基烷基酸酯(polyhydroxyalkanoate)、聚乳酸(polylactide)、藻酸鹽、膠原蛋白、殼聚糖、聚亞烴草酸酯(polyalkyleneoxalate)、聚酸酐、聚(乙交酯-共-碳酸亞丙基酯)、聚酰胺酯和/或聚酯肽(polydepsipeptides)。可選地，該涂層材料可以包括愈合促進劑，例如血栓形成抑制劑、纖維蛋白溶解劑、血管擴張劑、抗炎劑、細胞增殖抑制劑、以及基質細化或表達抑制劑，這些物質的例子在solutiainc.的us6162537中公開。本發明還想到將聚合物涂層(例如可吸收聚合物)與愈合促進劑一起涂覆在所述可植入醫療裝置上。所述可植入醫療裝置可以是可吸收的或對于生物降解是完全呈惰性的。當該裝置是可吸收的時，體內降解將留下強化受傷的組織的支架。第八方面，本發明提供了一種包括本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料的骨植入物、牙齒填充物或生物粘結劑。第九方面，本發明提供了一種用于生產可植入醫療裝置的方法，所述方法包括以下步驟：將本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料轉移或涂覆到一基底上，從而形成所述可植入的醫療裝置。可以理解地，將生物相容的材料涂覆到支撐表面或基底上的方法有多種，采用任何方法都屬于本發明的保護范圍。例如，在一個實施例中，該材料是等離子噴涂而成的。如本領域所知，該方法基本上包括：將熔化的或熱軟化的材料噴涂到一表面上，以形成所述涂層。粉末形式的材料被添加到高溫等離子火焰中，在其中它被快速加熱并加速至一個較高的速度。熱的材料撞擊基底表面并迅速冷卻，從而形成涂層。該涂層具有致密結構，厚度約50μm(微米)，并且粘結強度比羥磷灰石涂層強。第十方面，本發明提供了一種可植入的給藥裝置，所述裝置包括本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料。可以理解的是，該給藥裝置可以用來傳遞任何藥物或者藥物的結合，并且其形狀可以根據特定的應用而成形。第十一方面，本發明提供了一種用于提高可植入醫療裝置的長期穩定性的方法，所述方法包括：采用本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料涂覆所述裝置。優選地，所述涂層進一步包括生物相容的聚合物，在一個實施例中，該生物相容的聚合物為聚乳酸-羥基乙酸(polylactidglycolicacid，plga)。在一種實現方式中，該可植入醫療裝置為用于骨軟骨損傷的兩相支架。第十二方面，本發明提供了一種本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料的用于組織再生或重建的用途，所述用途包括將一定量的所述材料與所述組織接觸一段充足的時間，從而至少部分影響所述再生或重建。在一個實施例中，本發明的生物相容的復合陶瓷材料接觸的組織包括s100a8或s100a9多肽、或編碼可操作的與啟動子連接的s100a8或s100a9的多核苷酸(如國際專利申請wo2006/047820所公開的)、或者在骨和軟骨再生中顯得重要的任何其他蛋白質。第十三方面，本發明提供了一種組織再生或重建的方法，所述方法包括：將所述組織與一些本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料，與所述組織接觸一段充足的時間，從而至少部分影響所述再生或重建。在一個實施例中，本發明的生物相容的復合陶瓷材料接觸的組織包括s100a8或s100a9多肽、或編碼可操作的與啟動子連接的s100a8或s100a9的多核苷酸(如國際專利申請wo2006/047820所公開的)、或者在骨和軟骨再生中顯得重要的任何其他蛋白質。第十四方面，本發明提供了一種本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料的用途，用于在將所述材料在預定期間內接觸骨科損傷時，在骨科缺損上形成骨組織。第十五方面，本發明提供了一種在骨科損傷上形成骨組織的方法，所述方法包括：將所述損傷與本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料在預定期間內接觸。第十六方面，本發明提供了一種本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料的用途，用于通過將患者需要這種治療的相關區域與有效再生量的所述材料接觸以治療骨科疾病。第十七方面，本發明提供了一種治療骨科疾病的方法，所述方法包括：將患者需要這種治療的相關區域與有效再生量的生物相容的合成物接觸，所述生物相容的合成物包括本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料。第十八方面，本發明提供了一種用于組織再生或重建的試劑盒，所述試劑盒包括：本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料；刺激和加速組織再生的治療劑；以及順序或同時施用所述材料和所述治療劑的說明書。第十九方面，本發明提供了本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料在用于組織再生或重建的液體注射配方中的用途。本發明的材料優選分散、懸浮或溶解在合適的載體中。然后，可注射的懸漂液(dispersion)/懸浮液/溶液被注射到或接近病患體內的靶位點。合適的載體和注射技術是本領域技術人員熟知的知識和能力。第二十方面，本發明提供了一種再生或重建組織的方法，所述方法包括：為需要這種治療的病人施用液體注射配方，該液體注射配方包括有效量的本發明第一方面、第二方面或者第五方面限定的生物相容的復合陶瓷材料。本發明的生物相容的復合陶瓷材料可以作為完全地人造骨移植物替代物使用。由于它的空相互連通，該材料可以作為理想的骨傳導支架并支持新主骨的形成。本發明的一個或多個實施例提供了以下一個或多個優點：優化了孔隙率、增強了機械強度和彈性、增強了骨向內生長和血管成形、避免了接枝方法中常見的問題、可以形成為任意形狀以適合其應用、易于使用、與自體骨髓或自體血結合、和/或加快并增強了骨整合。本發明的用途是多樣的。在一個或多個實施例中，它可以用于：在需要松質骨而不是皮質骨的區域進行骨空隙填充或增長；在空載或承重指示下填充外傷、重建或矯正后的骨損傷；創傷和骨科；填充由囊腫或截骨術形成的空隙、填充嵌入骨折帶來的損傷、再填充松質骨收獲部位；關節固定術和骨不連；脊柱手術：后外側融合、椎間融合(作為支架填充材料)、椎骨切除術(作為脊椎植入物的填充材料)、骨移植物收獲部位的再填充、或顱頜面手術：下頜骨缺損的重建和顎竇增高術。附圖說明下面將結合附圖，通過舉例的方式對本發明的優選實施例進行說明，其中：圖1a-d為顯示了sr-ht(a、b)和sr-ht-20％鋅類晶石(c、d)支架的宏觀結構和微觀結構的顯微照片，表明了與有裂紋(箭頭)的sr-ht支架相比，sr-ht-20％鋅類晶石支架的無裂紋且無損傷的結構；圖2顯示了sr-ht(a)和sr-ht-20％鋅類晶石(b)支架的斷裂面，表明了它們斷裂機制不同(sr-ht支架的斷裂通過微孔傳播并造成了災難性的破壞，而sr-ht-20％鋅類晶石支架的斷裂通過顆粒傳播，該過程需要很高的能量)；圖3的a部分顯示了sr-ht-20％鋅類晶石支架的典型微觀結構的元素映射，sr-ht-20％鋅類晶石支架包括三種成分：(i)顆粒；(ii)玻璃相和(iii)晶形沉淀；圖3的b部分顯示了sr-ht-20％鋅類晶石支架的x射線衍射圖；圖3的c部分顯示了元素通過支架表面的指定路徑穿過三種成分的線映射；圖4a顯示了sr-ht-20％鋅類晶石支架的機械特性，與所有現有的人造支架(不管是不是合成物)相比，其具有超過75％的孔隙率；圖4b顯示了具有不同的孔隙率(95％和85％)的sr-ht-20％鋅類晶石支架和商用ha/tcp支架的抗壓強度和彈性模量的對比情況，注意，在相同的孔隙率下，新研發的支架的強度比ha/tcp大約強100倍；圖4c顯示了sr-ht-20％鋅類晶石支架在模擬體液中浸泡各個時長之后的機械特性，表明其機械性能在接觸生物流體后沒有損失；圖5顯示了隨著浸泡時間的增加從sr-ht-20％鋅類晶石支架中釋放的離子(ca、si、zn、sr和al)的濃度和模擬體液的相關ph值，注意，可以看出，溶解是平緩的，ph沒有顯著變化，重量減小和離子的釋放極小，這反應了新研制的支架的穩定度；圖6顯示了(從左到右，分別)sr-ht、ha/tcp和sr-ht/鋅類晶石(20％)支架采用甲苯胺藍墨水進行擴散研究的圖片，注意，sr-ht/鋅類晶石(20％)支架比sr-ht和ha/tcp引起更多的墨水滲透骨架，這反應了將這些支架應用在在需要多孔基體中存在大量液體和細胞的生物學應用中的優異性和有效性；圖7顯示了主要的人體骨源細胞(humanbonederivedcells，hob)在播種1小時和24小時后黏附(箭頭)在ha/tcp、sr-ht和sr-ht/鋅類晶石(20％)支架上；圖8和圖9分別顯示了通過接種在不同類型的支架上的hob中的runx-2和骨鈣蛋白的mrna表達(其中，*p小于0.05)；圖10a顯示了掃描電子顯微鏡檢查獲得的sr-ht支架表面，圖10b顯示了sr-ht/20％鋅類晶石支架的背向散射圖像，其證實了ht(用+標記的箭頭)和znal2o4晶體(用*標記的箭頭)兩個結晶相的存在；圖11顯示了sr-ht/20％鋅類晶石在模擬體液(sbf)中浸泡7天(a、a’)、14天(b、b’)和28天(c、c’)后的表面變化，其中，標記a’、b’和c’的圖是對應的圖a、b和c中方框區域在高倍鏡下的顯示；圖12顯示了將優選的支架浸泡在模擬體液中后，模擬體液的ph隨時間的變化，其證實了sr-ht/20％鋅類晶石在保持生物ph水平(ph7.4)的良好性能；圖13顯示了植入兔橈骨承重臨界骨缺損的支架；圖14用x光照片顯示了sr-ht/20％鋅類晶石(圖中被稱為sr-ht-鋅類晶石支架，下方的圖)與臨床使用的tcp/ha(上方的圖)相比，在12周后完全橋接了缺損；圖15顯示了sr-ht/20％鋅類晶石(圖中被稱為sr-ht-鋅類晶石)基支架與tcp/ha相比的缺損橋接的x光照片得分；圖16顯示了不脫鈣組織骨切片，證明了sr-ht/20％鋅類晶石(圖16b和16d)與tcp/ha(圖16a和16c)相比，更好地引起了新骨的形成；和圖17為組織形態學測量值，證明了對于sr-ht-20％鋅類晶石(在圖中表示為sr-ht-鋅類晶石)在橈骨缺損的中點良好形成了新骨，這表明了骨缺損的有效橋接。定義在描述本發明和要求本發明的權利時，下列術語將按照下文的定義使用。可以理解的是，文中所用的術語僅僅是為了描述本發明的特定實施例，而并不是為了對本發明進行限制。除非另行定義，文中使用的技術術語和科學術語的含義與本發明所屬
技術領域：
的技術人員公知的含義相同。使用端點的數值范圍包括該范圍內包括的所有數字(即，“1-5”包括例如1、1.5、2、2.75、3、3.80、4、4.1685、5等)。“優選”和“優選地”是指本發明在一定的條件下可以提供一定的益處。但是，在相同或者其他條件下，其他實施例也可以是優選的。此外，一個或多個優選實施例的描述并不是暗示其他實施例是沒用的，也并不是為了將其他實施例排除在本發明的范圍之外。這里使用的“植入物”是指整個或部分置于動物體內的物品或裝置，例如通過外科手術。動物可以是人、馬、牛、豬、羊等。除了在實際操作的例子中，除非另有注明，文中使用的表示成分的量或反應條件的所有數字在所有實例中都應當被理解為用“約”一詞修飾。這些例子并不是用來限制本發明的范圍。在下文中，除非另有注明，“％”表示重量百分比，“比”表示“重量比”，而“份額”表示重量份額。但是，可以理解地，僅用百分比表示的特征，如孔隙率，將不受此限制。雖然闡明本發明的較寬的范圍的數值范圍和參數為近似值，但是在具體例子中采用的數值是盡可能準確的。但是，任何數值固有包括了由各自的測試方法中發現的標準偏差造成的一定誤差。這里使用的“ht”是指硅酸鈣鋅(ca2znsi2o7)，而“sr-ht”是指鍶摻雜的硅酸鈣鋅支架，例如，sr0.1ca1.9znsi2o7).“tcp”是指磷酸三鈣。“ha”是指羥磷灰石。具體實施方式下面將描述本發明的優選實施例。一種新的陶瓷材料被研制出來，該陶瓷材料可以被制成用于例如骨再生的多孔支架。該材料包括兩個相：一個是鍶摻雜的硅酸鈣鋅(sr-ca2o7si2zn)，另一個是鋅類晶石(znal2o4)。鋅類晶石相的重量百分比為約20％，而sr-硅酸鈣鋅的重量百分比為約80％。所述陶瓷粉末優選由溶膠凝膠法和機械活化法結合制得，如優先權文件au2011902160中所公開的。孔隙率為～85％，而孔貫通性為～100％的支架形式的復合陶瓷材料被制備出來(從而可以仿制松質骨結構)，其特征如下：第一、sr-ht粉末通過溶膠凝膠法制得。然后，氧化鋁粉末和sr-ht粉末通過旋轉球磨機混合并活化四天。通過混合獲得的粉末和聚乙烯醇溶液制備陶瓷漿料。將聚合物泡沫板浸入該陶瓷料漿中，然后在烤箱中于37℃溫度下干燥過夜，從而涂覆該聚合物泡沫板。在電爐中將覆蓋在泡沫板上的干燥后的粉末在1250℃的溫度下燒結3h，這可以去除聚合物板并使粉末密度增加。下面轉到附圖。圖1顯示了通過場發射掃描電子顯微鏡得到的支柱和空隙形態的微觀結構分析。圖1清楚顯示了與sr-ht支架內包含的弱的較高水平的裂紋相比，sr-ht：鋅類晶石生物相容的材料(20wt％鋅類晶石)無裂紋且無缺損的結構。箭頭顯示了由支架制備方法特有的支架的燒結性能差造成的許多裂紋和孔。但是，在sr-ht/20％鋅類晶石中通過部分熔融消除了這些缺損。圖2顯示了通過fe-sem得到的sr-ht：鋅類晶石生物相容的材料(20wt％鋅類晶石)的斷裂面的斷口形貌，顯示了與純sr-ht支架不同的斷裂機制。為了進一步解釋，對于sr-ht支架來說，裂紋通過微孔傳播并且帶來了災難性的破壞。相比之下，sr-ht：鋅類晶石生物相容的材料(20wt％鋅類晶石)中，裂紋通過使顆粒裂開傳播，這需要非常大的塑形變形能量。圖3a顯示了通過元素映射得到的微觀結構相分析。sr-ht/20％鋅類晶石的x射線圖如圖3b所示，其顯示了sr-ht和鋅類晶石兩個相的存在。fe-sem顯示了sr-ht：鋅類晶石生物相容的材料(20wt％鋅類晶石)包括三種成分：(i)顆粒；(ii)玻璃相和(iii)晶形沉淀。顆粒屬于sr-ht相，亞微米晶體是鋅類晶石(znal2o4)，這通過元素分析中al和zn的高濃度得到了證實。顆粒邊界和圍繞sr-ht顆粒的玻璃相的特征是氧、鋁和鍶濃度高。圖4顯示了sr-ht：鋅類晶石生物相容的材料(20wt％鋅類晶石)在濕潤和干燥環境下達到28天時的機械性能(抗壓強度和彈性模量)。制得的支架的干燥抗壓強度和彈性模量分別為～4mpa和～170mpa。這些強度與松質骨的機械強度相似，并且比所有的具有超過75％的孔隙率的骨架(不管它們的成分)的強度高。sr-ht：鋅類晶石生物相容的支架(20wt％鋅類晶石)的抗壓強度分別超過ha/tcp和sr-ht支架40倍和20倍。sr-ht：鋅類晶石生物相容的支架(20wt％鋅類晶石)的彈性模量分別超過ha/tcp和sr-ht支架17倍和10倍。可以看出，孔隙率為95％的sr-ht：鋅類晶石生物相容的支架(20wt％鋅類晶石)比孔隙率為85％的市售的ha/tcp支架抗壓強度高(～10倍)，這表明本發明的復合陶瓷材料適合承重應用。此外，本發明的支架在浸泡在模擬體液溶液中28天后機械性能仍保持不變。圖5顯示了在模擬體液中培養后的al、zn、si、ca和sr離子的釋放曲線。結果顯示，隨著時間的推移，sr-ht：鋅類晶石生物相容的(20wt％鋅類晶石)支架出現了非常輕微的降解行為，且離子釋放緩慢，這表明這些離子可能能夠促進原位骨生長，并且表明這些材料是可以逐漸吸收的；墨水擴散研究(見圖6)顯示，鋅類晶石生物相容的(20wt％鋅類晶石)支架為墨水全方位(inallthreedirections)滲透到支架的內部區域提供了更好的環境。由于墨水擴散和被支架表面攝取而形成的藍色著色突出了在需要多孔基體中存在大量液體和細胞的生物學應用中使用這些支架的效力。生物數據制備不同支架組用于生物學實驗；1-ha/tcp2-sr-ht3-sr-ht-5％鋅類晶石4-sr-ht-11％鋅類晶石支架5-sr-ht-14％鋅類晶石支架6-sr-ht鋅類晶石(20％)支架材料和方法主要人體骨源細胞hobs的分離與培養如前所述，hobs從普通人松質骨中分離出來(roohani-esfahanis.i.，nouri-khorasanis.luz.，appleyardr.，zreiqath.，“羥磷灰石納米粒形狀和大小對涂覆有羥磷灰石-pcl合成物生物材料的雙相磷酸鈣支架的影響”，2010年7月；31(21)：5498-509)。將骨切分成1mm3的分片，在鹽酸鹽緩沖液(pbs)中沖洗若干次，并在pbs中用0.02％(w/v)胰島素在37℃吸收90分鐘。吸收后的細胞在含有α-最小必須培養基(α-mem)的完全培養基中培養，補充10％(v/v)熱滅活的牛犢血清(fcs)、2mm1-谷氨酸鹽、25mmhepes緩沖液，2mm丙酮酸鈉、30mg/ml盤尼西林、100mg/ml鏈霉素和1mm1-抗壞血酸磷酸酯鎂鹽(ascorbicacidphosphatemagnesiumsalt)。細胞在37℃下采用5％的co2培養，培養基每三天更新一次，直到通過的細胞開始聚集。細胞黏附和形態觀察當細胞達到80-90％聚集之后，將它們采用穩定型胰蛋白酶替代酶(trypletmexpress)進行胰酶消化，然后離心分離并在完全培養基中懸浮，以形成密度為每ml11×104個細胞的細胞懸液。然后，將100μl細胞懸液添加到位于24孔細胞培養板中的各個支架。在37℃的培養箱中培養1小時后，將1ml細胞培養基加入各個孔中。為了進行掃描電子顯微鏡觀察，細胞在4％多聚甲醛溶液中固定24小時，在1％pbs中的四氧化鋨中后固定1小時，然后在漸變的一系列乙醇溶液(30、50、70、90、95和100％)脫水，最后在六甲基二硅胺烷中干燥3分鐘。在進行掃面電子顯微鏡(sem)觀察之前，采用標準流程對干燥后的涂層樣本進行噴金。定量實時聚合酶鏈反應(qrt-pcr)按照制造商說明書，采用trizol試劑(西格瑪)和qiagen公司提供的rneasymini試劑盒將全部的rna從支架上培養的hobs中分離。按照制造商說明書，采用omniscriptrt試劑盒從0.7μg總rna中合成第一鏈cdna。分析cdna的成骨細胞相關基因runx-2和骨鈣蛋白。它們的相關基因表達水平通過正常化為持家基因甘油醛-3-磷酸脫氫酶(glyceraldehyde3-phosphatedehydrogenase，gapdh)獲得。采用定量實時聚合酶鏈反應(qrt-pcr)分析runx-2、骨鈣蛋白和gapdh的mrna表達水平。結果-細胞黏附圖6顯示了在sr-ht/鋅類晶石(20wt％)上與在sr-ht和市售的羥磷灰石/磷酸三鈣(ha/tcp)支架上的培養的hobs的典型形態對比。雖然只在僅1個小時之后，我們觀察到hob細胞在sr-ht/鋅類晶石(20wt％)表面很好地變平了(圖7箭頭所示)，生長出許多延伸的突起覆蓋了支架的大部分表面。相比之下，1小時時，sr-ht和ha/tcp顯示了保留收縮的較少的細胞。到了24小時時，sr-ht-20％鋅類晶石上的擴散保持在高水平并且比其他材料保留的擴散量大。其他材料上的擴散基本上都比新研制的sr-ht/鋅類晶石(20％)小。這些結果證實了研制的支架的生物相容性，并證明了其能極好地促進成骨細胞黏附。細胞的數量和變平的程度表明本發明明顯優于sr-ht和商用ha/tcp。細胞分化為了證明本發明的材料的生物相容性，準備了sr-ht-鋅類晶石(5％)、sr-ht-鋅類晶石(11％)、sr-ht-鋅類晶石(14％)和sr-ht-鋅類晶石(20％)，將本發明的1小時和24小時的細胞分化結果與接種在sr-ht和ha/tcp支架上的細胞的結果相比較，并將本發明的主要成骨細胞分化標記物(runx-2和骨鈣蛋白)的表達與臨床用ha/tcp支架和sr-ht支架相比較。runx-2是成骨細胞分化早期主要的轉錄因子，而骨鈣蛋白是成骨細胞分化的后期標記物。結果顯示，接種在sr-ht-鋅類晶石(14％)和sr-ht-鋅類晶石(20％)上的hobs中對于runx-2和骨鈣蛋白的成骨基因表達(見圖7)在第1天時明顯比ha/tcp和sr-ht支架要高。這些結果表明，sr-ht-鋅類晶石(20％)積極支持成骨細胞分化，并表明對體內骨傳導有很高的潛能。材料表征通過掃描電子顯微鏡檢查進一步獲得sr-ht/20％鋅類晶石的材料屬性特征，證明了該材料中存在兩個相。圖10a顯示了掃描電子顯微鏡檢查獲得的sr-ht支架表面，圖10b顯示了sr-ht/20％鋅類晶石支架的背向散射成像。sr-ht/20％鋅類晶石支架的背向散射成像證實了sr-ht和鋅類晶石(znal2o4)晶體兩個結晶相的存在。除了兩個結晶相以外，晶體相或顆粒之間還存在一個非晶的玻璃成分(有時被稱為“玻璃相”)，這在背向散射圖像中顯示為暗物質。sr-ht/20％鋅類晶石支架在模擬體液中浸泡后對磷灰石晶體形成的影響浸泡在模擬體液中的陶瓷材料表面上的磷灰石晶體的形成是體內生物活性的預測(kokubot.和takadamah，“sbf在預測體內骨生物活性時多有用？”，生物材料，(2006)27，2907-2915)。已對將sr-ht/20％鋅類晶石支架浸泡在模擬體液中的影響進行了研究，研究證實，磷灰石晶體在陶瓷表面漸進形成，為本發明的材料的生物活性和臨床應用提供了進一步的證據。圖11顯示了sr-ht/20％鋅類晶石在模擬體液(sbf)中浸泡7天(a、a’)、14天(b、b’)和28天(c、c’)后的表面變化，其中，標記11a’、b’和c’的圖是與圖11a、b和c對應區域在高倍鏡下的顯示。在sr-ht/20％鋅類晶石在模擬體液(sbf)中浸泡7天后，支架在顆粒邊界處開始降解。14天后，可以在該區域檢測到磷灰石晶體的成核現象。到28天時，納米級的磷灰石晶體聲場并覆蓋了支架的表面，特別是顆粒邊界處。在這一點上，表面的玻璃相和znal2o4晶體完全降解并轉化為磷灰石晶體。硅酸鈣基陶瓷的一個缺點是在水性溶液(例如模擬體液)中會產生堿性降解產物。這可能導致植入物周圍的ph值增大，進而導致組織損傷和死亡。sr-ht/20％鋅類晶石陶瓷不會引起ph值增大，而恰恰相反，水性溶液接觸這些材料會維持7.4的生理ph值，這表明sr-ht/20％鋅類晶石陶瓷的生物相容性好(見圖12)。sr-ht-20％鋅類晶石的體內評估本發明制備的多孔和高連通性的支架包括sr-ht/20％鋅類晶石或臨床用材料磷酸三鈣/羥磷灰石(tcp/ha)，采用全網狀的聚氨酯泡沫作為犧牲模板，以產生支架結構，如前所述(roohani-esfahanis.i.等人，生物材料，2010年七月；31(21)5498-509，2010)。術前準備通過將多孔支架植入兔橈骨臨界骨缺損來評估sr-ht/20％鋅類晶石與tcp/ha相比的體內效力。尺骨在該模型中提供了重要的機械支撐，另一方面，部分承重傳遞到支架上。從背內側位置在肘和腕之間的前臂中部開一個2.5cm的切口。用無菌尺在接近該初始切口處測量1.5cm，縮回軟組織，并將骨膜分離器掌側放置，在橈骨上開第二切口。在將植入物插入1.5cm骨缺損之前先進行止血。tcp/ha(n＝6)和6sr-ht/20％鋅類晶石(n＝6)被植入，每個兔子植入一個植入物(見圖13)。在植入物植入之后，關閉創口。接著，讓兔子在足以進行鍛煉的寬敞空間中恢復12周。12周后，用x光檢查進行過手術的臂的結果，并采用不脫鈣技術(undecalcifiedtechniques)對其進行組織形態學評估。圖13顯示了植入兔橈骨承重臨界骨缺損的支架。圖13a顯示了兔橈骨中形成的骨缺損的尺寸。圖13b顯示了缺損中的支架的放置(小圖顯示了插入前的支架)。圖13c顯示了兔前臂上缺損的解剖位置。從移植12周后的x光照片中可以看出，sr-ht/20％鋅類晶石支架引起大量的新骨形成，完全橋接了缺損，而臨床用材料tcp/ha沒有橋接(見圖14)。采用標準打分系統(見表1)對修復的缺損的x光照片專家盲評估證實了，采用sr-ht/20％鋅類晶石支架橋接缺損的效果統計上顯著地比tcp有所提高(見圖15)表1：本研究中采用的影像學評分方法標準分數骨再生不明顯0骨再生小于50％1骨再生大于50％2基本上融合3非全厚度融合4全厚度融合5圖14顯示了sr-ht/20％鋅類晶石與臨床使用的tcp/ha對比的x光照片分析(圖中被稱為sr-ht-鋅類晶石支架)，其顯示了12周后缺損已完全橋接。在這些有代表性的x光照片中，可以看見采用tcp/ha的情況下，缺損(箭頭)是半透明的，這表明缺損沒有橋接。相比之下，可以看見sr-ht/20％鋅類晶石的骨缺損包含了橋接整個缺損的新骨。圖15顯示了sr-ht/20％鋅類晶石(圖中被稱為sr-ht-鋅類晶石)基支架的缺損橋接的x光照片得分比tcp/ha高。x光照片的得分由對標準打分系統中使用的陶瓷不清楚的兩個獨立的獸醫專家給出。sr-ht/20％鋅類晶石基支架對于缺損橋接的得分明顯比tcp/ha高。缺損橋接和組織形成的組織學評估不脫鈣組織學評估法被用來評估包含tcp/ha或sr-ht/20％鋅類晶石的橋接橈骨缺損的骨頭的存在。在靠近缺損的邊緣和缺損的中點取切片。通過用標準技術的組織形態測定術在各個邊和重點對骨形成進行定性評估。可以觀察到sr-ht/20％鋅類晶石的缺損邊緣和重點都有大量新骨形成，這表明缺損完全橋接。相比之下，tcp/ha只有少量新骨形成(見圖16)。另外，sr-ht/20％鋅類晶石的支架結構可以更好的保存，這與其優秀的化學性質相符。sr-ht/20％鋅類晶石支架內的骨髓隙(如箭頭所示)的外觀表明發生了骨重構，普通的皮層結構也已再生。缺損中點的組織形態學評估證實，采用sr-ht/20％鋅類晶石治療缺損的骨形成水平比采用tcp/ha顯著提高(見圖17)。圖16顯示了有代表性的不脫鈣組織學骨切片，這些切片證明sr-ht/20％鋅類晶石(圖16b和圖16d)很好地引起了新骨形成。產生缺損的區域在每個顯微照片中都用圓圈勾畫出來。每幅圖右邊剩下的骨頭是沒有缺損的原始尺骨。與采用tcp/ha治療兔橈骨缺損(圖16a和圖16c)相比，在采用sr-ht/20％鋅類晶石治療兔橈骨缺損(圖16b和圖16d)的中點和邊緣的切片可以觀察到貫穿支架生長的大量新骨(圖中的黑色物質)(a和b是從缺損的重點獲取的切片，而c和d是從缺損邊緣獲取的切片)。sr-ht/20％鋅類晶石的支架結構保留了下來，這與其優秀的化學性質相符，而tcp/ha已經可以看出支架壓縮。sr-ht/20％鋅類晶石支架內的骨髓隙(如箭頭所示)的外觀(圖16b和圖16d)表明骨重構也發生，普通的皮層結構也已再生。圖17為組織形態學測量值，證明了對于sr-ht-20％鋅類晶石(在圖中表示為sr-ht-鋅類晶石)在橈骨缺損的中點良好形成了新骨，這表明了骨缺損的有效橋接。缺損中點的不脫鈣切片被甲苯胺藍染色，以突出新骨。采用imagej軟件(nih，usa)界定缺損區域并測量缺損區域中的新骨。可以觀察到，與tcp/ha的新骨區域相比，sr-ht-20％鋅類晶石的新骨區域顯著增大，這表明sr-ht-20％鋅類晶石能夠更有效地橋接缺損。綜上所述，本發明的復合陶瓷材料展示了令人喜愛的生物陶瓷特性，其彎曲強度和斷裂任性均有所提高。其還顯示了改進的生物學特性。雖然本發明是結合特定的實施例進行描述，但是本領域技術人員可以理解的是，本發明可以以許多其他形式實現。特別地，不同實施例中的任一個的特征可以與其他實施例相結合。當前第1頁12