時間：2023-06-02 09:21:12
開篇：寫作不僅是一種記錄，更是一種創造，它讓我們能夠捕捉那些稍縱即逝的靈感，將它們永久地定格在紙上。下面是小編精心整理的12篇生物材料，希望這些內容能成為您創作過程中的良師益友，陪伴您不斷探索和進步。
1．1數據來源
以中國知網(CNKI)的《中國科技成果數據庫》為數據源，采用“名稱+關鍵詞+成果簡介”的組合檢索策略，以“生物*醫用*金屬”、“生物*醫用*高分子”、“生物*陶瓷”、“生物*復合材料”、“生物*醫學*衍生物”為檢索詞，對2000－2010年間我國科技成果產出進行檢索與數據清洗，得到1772條題錄。
1．2方法
使用TDA、Excel2010和Origin等統計與繪圖軟件為分析工具，從科技成果計量分析的角度，對相關科技成果數量進行數值模擬與計算，研究我國尤其是中國科學院系統生物醫學材料科技成果的年度分布、科技成果產出機構分布等，并進行對比分析、描述和數據挖掘等深入研究。
2結果
2．1科技成果產出數量趨勢
我國生物醫學材料科技成果數量的縱向變化規律，反映了生物醫學材料的受關注程度和發展速度。2006－2009年是生物醫學材料科技成果的高峰時期，與我國的生物醫學材料技術研發投入主要分布在近5年即“十一五”相吻合。中國科學院系統在該領域的發展趨勢與全國基本一致。圖1我國生物醫學材料技術成果產出年度分布
2．2我國科技成果產出內容分析
統計結果表明，生物復合材料在近年發展最為迅猛，從2006年開始取得跨越式發展，至2010年累計取得411項成果;而醫用金屬(188項)、醫用高分子(177項)、生物陶瓷(189項)、生物醫學衍生物等材料(209項)的發展速度低于生物復合材料，比較平穩。統計結果顯示，從2000－2010年，中國科學院系統生物醫學材料科技成果也主要集中在生物復合材料方面，共計62項;其他4種生物醫學材料科技成果產出相對較少，分別為生物醫學衍生物37項，陶瓷材料31項，醫藥高分子32項，醫用金屬材料35項。
2．3科技成果產出地區分布
分析我國主要省市在生物醫學工程領域的科技成果產出，有助于挖掘不同地區間研發力量的差異，合理配置資源，進行深入研發。重點對我國北京市、上海市、江蘇省等7個省市進行了技術領域構成計量分析，結果發現各主要省市生物復合材料研發成果仍然占據主體，生物醫用金屬材料科技成果的產出以北京市、天津市與江蘇省較多，生物陶瓷技成果的產出以上江蘇省與湖北省較多，詳見圖2。表明這些省市在生物醫學工程某些關鍵材料的研究方面已占據先機。
2．4科技成果產出機構分析
2．4．1生物醫用金屬材料科技成果產出機構分析
醫用金屬材料是一類生物醫用的金屬和合金，是臨床應用最廣泛的植入材料，主要用于骨和牙等硬組織的修復和替換，心血管和軟組織的修復以及人工器官制造中的結構元件［5］。檢索結果顯示，2000－2010年間共有醫用金屬材料相關的科技成果278項，大部分科研機構只有零星的成果產出，只有少數機構多年來保持著可觀的科技成果產出。科技成果數量排名前3位的機構有中國科學院、南開大學、四川大學，分別完成科研成果36，12，6項;其他科研單位如浙江大學、上海交通大學、清華大學等成果數量達到5項;其他均少于5項。在中國科學院系統，山西煤炭化學研究所(5項)、金屬研究所(4項)在醫用金屬材料上也取得較多科技成果。表明我國各主要機構的生物醫用金屬材料技術科技成果數量不均衡。
2．4．2生物醫用高分子科技成果產出機構分析
醫用高分子材料是指在生理環境中使用的高分子材料［6－7］。2000－2010年間共檢索出醫用高分子材料相關的科技成果263件，科技成果數量排名前5位的是中國科學院、浙江大學、武漢大學、清華大學、江南大學，分別獲得科研成果32，8，5，5，5項，其成果數量占相關成果總數的21%;其他單位的成果數量均在5項以下。在中國科學院系統，醫用高分子材料科技成果數量排名前3位的是微生物研究所、上海藥物研究所、上海有機化學研究所，所獲成果數量分別是4，3，3項，這10項科技成果占中國科學院總產出量的31%。
2．4．3生物陶瓷科技成果產出機構分析
生物陶瓷包括精細陶瓷、多孔陶瓷、某些玻璃和單晶［8］。2000－2010年間共檢索到生物陶瓷相關的科技成果323項，多個科研機構在生物陶瓷研究中取得了較好的研究成果，科技成果在5項以上的機構有10個，其中中國科學院、武漢理工大學、清華大學、四川大學、上海交通大學分別完成科研成果33，18，13，11，10項，前5名機構成果數占總成果數的26%。在中國科學院院系統，生物陶瓷科技成果數量最多的有上海硅酸鹽研究所、過程工程研究所貢獻了20項科技成果，占中國科學院總產出量的65%。
2．4．4生物復合材料科技成果產出機構分析
生物復合材料是由兩種或兩種以上不同生物相容性優良的材料復合而成的生物醫學材料，可以最大限度地模仿人體組織與器官的功能，進而實現組織的修復與再生，是最有發展潛力和應用前景的組織與器官替代和修復材料［9］。2000－2010年間共檢索到生物復合材料相關的科技成果582項，可謂成果豐碩。多個科研機構取得了眾多成果，成果數量在10項以上的機構有9個，其中中國科學院、清華大學、四川大學、上海交通大學、暨南大學分別獲得63，24，18，17，13項，上述前5名機構的成果數占總成果數的23%。在中國科學院系統，生物復合材料科技成果數量排名前5位的是上海硅酸鹽研究所(12項)、長春應用化學研究所(8項)、生態環境研究中心(5項)、金屬研究所(5項)、蘭州化學物理研究所(4項)，總共貢獻了20項科技成果，占中國科學院總產出量的55%。
2．4．5生物醫學衍生物科技成果產出機構分析
生物衍生材料是經過特殊處理的天然生物組織形成的生物醫學材料。由于它具有類似天然組織的構型和功能，在人體組織的修復和替換中具有重要作用，主要用作皮膚掩膜、血液透析膜、人工心臟瓣膜等［10］。2000－2010年間共檢索到相關科技成果326項，獲得5項以上科技成果的機構10余個。其中排名前5名的是中國科學院、南開大學、中國海洋大學、武漢大學、中國藥科大學，分別獲得科研成果36，13，9，8，6項，累計成果數占總成果數的23%。中國科學院系統中，成果數量排名前5的是上海有機化學研究所(4項)、長春應用化學研究所(4項)、上海應用物理研究所(4項)、生物物理研究所(3項)、上海原子核研究所(2項)，總共貢獻了17項科技成果，占中國科學院總產出的46%。
關鍵詞：聚氨酯；生物活性材料；高分子
1概述
聚氨酯生物材料因選擇具有良好生物相容性和可降解性的聚酯類聚合物為軟段，共價并入由二異氰酸酯和擴鏈劑構成的硬段[1]，賦予了材料良好力學性能，高拉伸強度和斷裂伸長率，良好的耐磨損、抗曲撓性能。正是這些原料中的官能團使得聚氨酯材料的降解可以被調控。同時，改變聚酯/聚醚與二異氰酸酯酯的比列可以使它的降解時間達到數月之久，使其得以匹配細胞的生長速率，滿足組織醫用材料的要求。除此之外，改變擴鏈劑的種類能獲得更多類型的聚氨酯，使其具有了更強的分子可設計，可以通過臨床需要選擇合適的原料進行設計、加工，性能可控范圍大。另外，軟硬段之間的力學不相容性，又使其具有了良好的形狀記憶性能[2]。以上諸多的優良特性，使聚氨酯材料已經成為生物材料研究熱點之一，廣泛地應用于生物醫學工程領域，如藥物緩釋載體材料、手術縫合線、人造皮膚、軟骨組織工程、骨組織工程。面對生物體這個復雜而又敏感的環境，帶有生活活性的生物材料能在使用中為細胞生長提供一個良好的生長環境，從而實現修復。因此，修復使用的材料具有生物活性是一個關鍵要素。但是，就目前報道聚氨酯材料都不具有生物活性，其主鏈上也沒有可供引入生物活性分子的反應性基團，這極大的限制它的應用。
2無機成分改性聚氨酯
通常來說，實現聚氨酯材料的生物活化通常有三種設計策略。第一種是將磷酸三鈣、羥基磷灰石或者其它無機陶瓷材料作為一種生物活性分子。通常用它們改性的方法便是將它們與聚氨酯材料進行共混或者是涂層。羥基磷灰石、微晶陶瓷或者磷酸三鈣都有與天然骨頭相似的物質，是一類重要的生物活性材料。羥基磷灰石，最為一種最重要的無機磷酸鹽，在過去的幾十年里已經作為一種醫用材料被廣泛的應用了。作為一種生物活性材料被利用，除了它有著與天然骨頭相似的成分外，還能調節生物材料降解過程中的pH值達到生物降解穩定性，以誘導骨生長，防止炎癥發生。這些多樣的生物活性物質使得改性后的材料具有更好的細胞相容性，無機陶瓷改性的生物活性材料若是用于骨修復，還能促進骨誘導和骨的傳導[3]。雖然無機磷酸鹽是一種重要的生物活性材料，但是現在的技術還無法完美解決它們在應用過程中存在的問題-----無機磷酸鹽與聚氨酯的相容性。這使得我們很難用它們制備出一個均一的基質，特別是當無機陶瓷的含量較高的時候，涂層和共混都很難制備出一個均一的基體材料[4]。一些研究者還發現，一些HA/PLA的復合材料在生理環境中會快速失去它的力學性能。多數情況下HA和聚合之間的界面會出現分離，原因有兩點：（1）磷酸鹽陶瓷和聚合物之間缺乏有效地粘附；（2）HA表面上與聚合物主鏈連接的OH自催化降解。聚氨酯/HA的結構與PLA/HA相似，因此可能會出現相似的界面分離。
3可溶性生物活性分子改性聚氨酯
第二種是將可溶性的生物活性分子，如生長因子添加到生物材料中，讓其在后期釋放從而引發或者調控細胞的生長和分化，以達到組織修復或形成的目的。IGF 在人體骨骼的正常生長與維持過程中起重要作用，呈現出BMP和TGF-β的整合作用與骨形成擴增的效果。BMP 被認為具有早期前體骨細胞復制和成骨細胞定型的重要效應。TGF-β是具有誘導定型骨細胞復制和促進成骨細胞生產基質的潛能。PDGF（血小板衍生生長因子）能夠在間充質組織中誘導未分化的細胞增殖，若與IGF，TGF-β，或BMP 共用，則可以增強骨組織的再生，但是它不能提供完整的骨生成特性。
4細胞活性成分改性聚氨酯
第三種是將細胞粘附多肽通過化學或者物理改性接入到生物材料中。研究表明胞外蛋白確實在細胞粘附和鋪展于材料的過程中起著重要作用，因為細胞外基質上特定的功能域可通過整合素與細胞膜直接連接。大量的特定的細胞識別序列被辨別，最為集中序列是存在于基質分子(玻連蛋白、纖連蛋白、層連蛋白、膠原及原纖蛋白)中的(arginine-glycine-aspartic acid ) RGD。RGD是一種近年來被廣泛用來設計生物活性聚氨酯材料的生物活性因子。通常為了連接牢固，RGD多肽通過羥基、氨基、羧基等官能團共價連接到聚合物中。
5結語
關鍵詞：生物材料 鎂合金 生物相容性
中圖分類號：TQ11 文獻標識碼：A 文章編號：1674-098X（2016）09（a）-0059-02
1 鎂合金的優勢和不足
鎂合金作為生物材料有以下的特點：（1）質量輕，密度為1.74 g/cm3，相對密度24，接近人骨密度。鎂在自然界中分布廣泛，同時在海水中也含有大量的鎂，價格相對便宜。（2）相較于鈦合金、不銹鋼等生物材料，鎂合金有其最大的優勢――可降解性。（3）鎂合金有良好的力學性能，其楊氏模量為41.45 GPa，遠小于鈦合金和不銹鋼，這就能夠有效地緩解傳統金屬植入材料所引起的“應力遮蔽效應”，骨質疏松甚至是二次骨折。（4）具有良好的生物相容性。鎂是人體必需的微量元素，成年人平均每天應該攝入約400 mg鎂離子，鎂的生物安全性高，無生物毒性。
鎂的化學性能很活潑，耐腐蝕性能較差，這是制約鎂合金在醫療方面進一步應用的最大阻力。通常，鎂合金的耐蝕性主要與生成的腐蝕產物層有關，當生成的腐蝕產物大于溶解的腐蝕產物時，鎂具有好的耐蝕性。由于鎂表面的氧化物膜疏松多孔，對其難以形成保護作用：鎂在酸性條件下易腐蝕，腐蝕膜無法對鎂形成保護作用；鎂在堿性條件下雖然有較好的耐腐蝕性，但其形成的是松散沉淀物。以上原因使得鎂還不能滿足當前醫學臨床上長周期植入物的要求。
2 鎂在體液中的降解過程
生物鎂合金在植入人體后需要保持12周以上才能保證組織充分愈合和生長。人體的體液是由有機酸、金屬離子、陰離子以及蛋白質、酶和細胞等構成的復雜的電解質環境，pH值7.35～7.45，溫度37 ℃。由于鎂的標準電極電位極低（-2.37 V），因此，易在人體環境中發生電化學腐蝕，其反應過程有：
由于體液成分的復雜性，鎂合金在體內的腐蝕受很多因素的影響和制約。一方面血液中大量存在的Cl-，其溶解度大且半徑小，易穿透表面膜與基體接觸發生反應，并為去極化劑和陽離子擴散打開通道，加速腐蝕電流流動，還會將Mg（OH）2溶解成MgCl2，使其喪失保護膜層的作用；另一方面PO43-、HPO2-、SO42-和CO32-與鎂鈣離子反應生成的難溶膜層和蛋白質在鎂合金表面形成的吸附膜均會阻礙基體與體液接觸，阻礙鎂合金的進一步腐蝕。
3 鎂合金的應用與研究
鎂合金在醫療上已有了諸多應用，比如醫用螺釘、心血管支架、多孔骨修復材料等。在醫用螺釘方面，由于鎂的彈性模量與人骨的接近，可以有效地緩解應力遮蔽效應，在骨折愈合初期，提供穩定的力學性能，并逐步增加骨的受力，刺激骨的生長，加速愈合；而在心血管支架方面，相對于不可降解的不銹鋼支架，鎂合金心血管支架有更好的應用前景；在作為多孔骨修復材料方面，由于其合適的力學性能、可降解性和本身的生物活性，能誘導細胞的分化和血管的生長。
但鎂合金作為植入材料，過快的降解速度仍然制約著鎂合金在臨床上的應用，而且必須在服役期間內滿足必要的力學與形態學要求，因此鎂合金的降解速度不宜過快，且要盡量避免發生點蝕，點蝕的發生會加快腐蝕速率，合金降解的時間也不可控制。目前的研究工作便是近一步增加鎂合金的耐蝕性，促進均勻腐蝕行為，滿足鎂合金醫用材料降解時間的可調控性和可預測性的設計，在長時期植入生w內期間，有效滿足新骨的生成速率和鎂合金降解速率相一致，最大地促進骨的生長和治愈效果。
4 提高鎂合金耐蝕性的方法
元素合金化是目前常用的鎂合金強化方法之一，即添加合金元素，使鎂的力學性能和耐腐蝕性得以提高，當植入材料在人體內進行工作時，合金元素固然會隨之進入人體內，因此合金元素必須對人體無毒副作用，即具有良好的生物相容性。常用的可添加元素有Ca、Sr、Zn、Zr等和一些稀土元素。鈣是人體必不可少的元素之一，它是組成骨骼的主要元素。加入少量的鈣可以改善鎂合金的鑄造及機械性能。鎂鈣合金中Ca的添加量低于wt.1.0%時表現出良好的生物相容性、低腐蝕速率以及適當的彈性模量和強度。鍶能夠維護骨骼健康，增強骨強度和骨密度。鋅元素有助于青少年骨骼發育和組織再生，并能促進傷口愈合，提高人體機能的免疫力。鋯本身的耐蝕性就很優異，在鎂合金中與鐵等形成穩定的化合物。鋯能夠細化鎂合金晶粒，提高合金的機械性能和耐蝕性能。
另外，對鎂進行表面改性處理是指通過化學或物理方法進行處理，使其表面生成耐腐蝕膜，從而對基體起到保護作用。目前表面處理的方法有化學轉化膜、堿熱處理、陽極氧化、微弧氧化、離子注入和構筑生物活性涂層等。其中構筑生物活性涂層法是指在鎂合金表面涂上一層生物活性膜，此法不僅能提高其生物相容性，而且可以延緩基體在體液中的腐蝕和降解速率。Rudd等人[1]通過放置鎂及WE43合金在Ce（NO3）3、La（NO3）3或Pr（NO3）3溶液中進行化學處理，在表面生成稀土轉化膜。將處理過的純鎂與WE43在pH為8.5的硼酸溶液中進行動態極化測試和阻抗測試。結果表明兩種合金在溶液的耐蝕性在短期內顯著增加。
5 鎂合金體內測試研究成果介紹
在作為心血管支架方面，國內外的研究人員通過科學實驗驗證了鎂合金因其具有可降解性可以在一段時間內自行降解并具有很大的應用前景。B.Heublein等[2]將AE21鎂合金（2%Al+1%RE）支架植入家養豬的冠狀動脈，結果顯示植入6個月后有50%質量損失，且降解速度與時間呈線性關系，在試驗期間沒有出現重大的問題和初期支架破損的現象。Erbel的臨床研究顯示[3]，將71個長度10～15 mm、直徑3.0～3.5 mm的鎂合金支架植入63個冠狀動脈狹窄的患者，4個月后經血管內超聲檢查，血管狹窄率由61.5%降低到12.6%，可觀察到部分狹窄血管直徑增加且血供良好，術后1年殘余的少量鎂合金支架嵌入內膜，沒有不良反應。
在作為骨固定材料方面，鎂合金的腐蝕產物有助于誘導骨生長。F. Witte等[4]將4種不同鎂合金和1種降解聚合物植入豚鼠股骨進行比較研究，發現鎂合金組在1周內有皮下氣泡產生，2～3周后氣泡消失；在6周和18周進行觀察，所有鎂合金植入體被主要由與骨直接接觸的Ca、P組成的磷酸鹽相覆蓋，鎂合金周圍的礦化骨的面積顯著高于聚合物，認為鎂離子的聚集可以激活骨細胞，促進骨的再生。
6 實驗生物鎂合金組織性能測試
稀土Nd在鎂合金中有較大的極限固溶度，可以對鎂合金起到很好的固溶強化作用。Nd的添加可以形成金屬間化合物使鎂合金電偶腐蝕過程中陰極性減弱，降低了鎂合金的微電偶腐蝕，并且可以改善表面氧化膜的結構，使其變得致密，從而增強了耐腐蝕性。而且少量Nd在生物體內無細胞毒性，晶界處會形成Mg12Nd耐蝕相，在晶界處形成腐蝕障礙，增加耐蝕性，并且析出的第二相Mg12Nd的電位比鎂稍高，可以緩解鎂被腐蝕的程度。該文介紹課題組制備的兩種稀土生物鎂合金的實驗測試結果如下。
Mg2.4Nd0.8Sr0.3Zr鎂合金在模擬體液中腐蝕7天后的表面形貌圖如圖1（a）所示。在合金腐蝕后表面生成了密集的腐蝕產物層，阻礙溶液進一步滲入基體，增加耐蝕性。且片狀腐蝕層被裂紋分割成相對均勻的區域，表明該合金在模擬體液中的腐蝕行為是均勻腐蝕的。Mg3.5Nd0.2Zn0.4Zr合金顯微組織如圖1（b）所示，基體主要由α-Mg和在晶界析出白色的Mg12Nd相組成，Mg12Nd相的生成提高了V合金的耐蝕性。
7 結語
綜上所述，生物鎂合金自身在各方面性能上也具有極大的優越性，尤其是力學性能、可降解性以及生物相容性。因此，其可以作為可降解醫用金屬材料，其可降解性有助于組織生長和愈合，可極大地減輕患者的痛苦和經濟壓力，同時避免二次手術帶來的風險，并具有廣闊的應用前景。
參考文獻
[1] AL Rudd，CB Breslin，F Mansfeld.The corrosion protection afforded by rare earth conversion coatings applied to magnesium[J].Corrosion Science，2000，42（2）：275-288.
[2] Heublein B，Rohde R，Kaese V，et al.Biocorrosion of magnesium alloys： a new principle in cardiovascular implant technology[J].Heart， 2003，89（6）：651-656.
Abstract It is quick convient good-repeating and cheap that examining the biotic materials compatibility through cell-culturing method，and it is more and more important in evaluating the compatibility of biotic material.The new material appeating continously complicating of the part and aim material be planted in the intensity of materials toxic effect the reactions complication of material and biotic body，all of these decide the variety of experiment method and cells in cell toxicity experiment.It is very important that choices the right experiment method and cells according to the materials character the part and aim the material be planted in .The evaluation of biotic materials compatibility stressed on the changing of cells form and quantity before.Inrecent years，more and more reports appear about material influeances the growth.adhesion proliferation and metabolizing of cell.and presents the point that the evaluation standard of biotic materials compatibility should be set according to the active cells quantity and their growth.Combining many subjects technological development，such as immunology， chemistry，radiation and shadowgraphy，thoroughly inquires the changeing relation of cells structure and funtion，furtherly clarifes the materials effect on cell，It is the developing direction in the future that evaluates the biotic materials compatibility in cedd-culturing method.
Key words Biotic material Cell-culturing Compatibility Toxicity experiment
生物材料的臨床應用已有較長的歷史，廣泛應用于牙科、眼科、整形外科及心血管外科領域。目前美每年有2-3百萬人工臟器或假肢植入人體中。生物材料不僅要具有臨床使用時所需要的理化性能，還必須具有良好的生物相容性，以保證使用安全。如何快速準確地評價材料的生物相容性，對于研制新材料和縮短研究周期起著重要的作用[1]。
根據1982年美國國家標準學會和牙科協會（ANSI/ADA）公布的評價生物相容性實驗標準草案，評價生物相容性的實驗方法有全身毒性試驗（口服法）、急性全身毒性試驗（靜脈注射法）、吸入毒性試驗、溶血試驗、皮下植入試驗、骨內植入試驗、過敏試驗等[2]。細胞培養法作為檢測材料毒性的手段（亦稱為細胞毒性試驗），具有簡便、敏感性高、節省動物、節約經費、縮短生物材料研究周期等優點，正日益受到人們的廣泛重視。本文就該研究領域近幾年的發展及動向作一簡介。
1 細胞毒性試驗方法的進展
1948年Rosen Bluth等首次報道利用鼠成纖維細胞培養來篩選聚合物，開始了細胞毒性試驗評價生物材料的生物相容性的研究與應用工作，迄今為止這方面已有大量的工作積累與研究發現。細胞毒性試驗在評價材料生物相容性地位已得到公認[3]。由于目前對生物相容性概念及機理還完全了解，加之材料的多樣性、置入要體內環境中的變異性、材料與機體作用的復雜性等因素，故迄今為止，國內外還沒有一個統一細胞毒性試驗方法。
細胞毒性試驗由于細胞培養方式（如單層細胞培養、細胞懸液與材料混合培養、細胞在材料上培養等）的不同，細胞與材料之間有無間質（即細胞直接與材料或其浸出液接觸，還是通過間質接觸）以及材料毒性成份（即材料本身、浸出物、擴散物或材料降解產物等）不同決定了細胞毒性試驗方法的多樣性。根據細胞和材料之間有無間質可以將細胞毒性試驗方法分為間接法與直接法兩大類。
1.1間接法
最典型的間接法是瓊脂覆蓋法，該法是Dubecco在1952年首先提出[4]。其方法是將含有培養液的瓊層平鋪在有單層細胞的培養皿中，再在固化的瓊脂層上放上試樣進行細胞培養。此法優點是不管試驗材料是什么形態（膜、粉末或油脂狀）等都適用。但該法敏感性受試樣溶出物瓊脂層上擴散程度的影響。當溶出物分子量小，易溶于水，其毒性發現早且較強。反之即使有毒的材料，如溶出物分子量大并難溶于水，使用該法時材料毒性就難以表現出來。
為克服瓊脂法的缺點，Sabita Sriva等提出分子濾過法[3]。該法是在單層細胞上覆蓋一層丙烯鹽制成的微孔濾膜，將試樣材料放在濾膜上，使材料毒性在成份通過濾膜作用于其下的細胞。由于濾膜微孔直徑約0.45μm，Bondemark認為該法適合評價毒性成份分子量小的材料的相容性[5]。 van Luyn等1992年報道用甲基纖維素細胞培養法評價聚合物的細胞毒性[6]。該法是在甲基纖維素中混入細胞表面進行培養。該法優點是生物材料的水解及細胞壞死釋放出的蛋白分解酶引起的酶解作用均要發生，因此可同觀察到生物材料的原發性及繼發性細胞毒性。
1.2 直接法
生物材料中一些易溶出物質引起炎癥反應和組織反應的主要原因。易溶出物質一般是原料單體、低分子聚合物、催化劑、溶劑、穩定劑、乳化劑等。為研究這些溶出物的細胞毒性，一些學者提出浸出液法。該法是將試樣投入培養液或蒸餾水中適當條件下進行浸泡，制備出含有溶出的浸泡液再將浸了液加在含有細胞的培養皿或試管中繼續培養，觀察溶出物對細胞的影響。Oshima認為不同浸提條件和浸提方式所制備的材料溶出物在細胞敏感程度上并無顯著性差異[7]。
直接浸漬法：該法是形態不規則的試樣（如金屬粉末、油脂類材料）等與細胞一起放入培養皿中進行培養。當有溶出物時試樣周圍的細胞就會受到影響。寧淑華等1988年用該法對醫用硅膠及聚乙烯醇進行細胞毒性試驗[8]。作者認為對于形態不規則有微量毒性的材料使用該法較為適宜。
另一些學者在直接法基礎上提出直接接觸法。該法將細胞直接放在生物材料上進行細胞培養。當有毒性物質釋放時，由細胞形態變化和數量增減檢測細胞毒性程度，同時可以直接觀察到細胞在材料表面貼附情況。直接接觸法不僅能直接檢測材料溶出物的細胞毒性，同時也是考察材料與組織細胞相容性的重要手段。通常“材料生物相容性好”，很多場合都是指細胞容易貼壁且能迅速繁殖生長。因此可根據直接接觸法細胞培養的結果推測材料植入人體后與機體細胞的反應。但是，對于與血液接觸的循環系統來說，為了避免引起血栓形成，就希望細胞難以貼壁且不易增殖。因此應根據材料的使用目的，作出相應的生物相容性判斷。
Tsuchiya[9]等于1994年對瓊脂法、分子濾過法、浸出液和直接接觸法對材料的細胞毒性敏感程度的差異性進行比較。作者認為浸出液法適合檢測材料溶出物毒性，并與動物毒性試驗結果相符合。直接接觸法對材料的細胞毒性敏感性最高，可測出材料微弱的細胞毒性。瓊脂法適合對毒性大的大指材料進行篩選。分子濾過法適合毒性成份分子子量小的材料進行生物相容性評價。
綜上所述。細胞毒性試驗方法多種多樣，并各有其特色。每種試驗方法因其原理及方法不同，選擇材料的針對性也不同。根據實驗材料本身理化性質、毒性成份表現形式、毒性作用強弱及材料用途選擇正確的實驗方法是至關重要的。轉貼于
2 實驗細胞研究進展
目前細胞毒性試驗中應用最早的及使用最廣泛的細胞是L-929細胞，該細胞是Earle等1948年從小鼠皮小組織中分離出的成纖維細胞。另一種應用較多的細胞是Gey等1953年從人類子宮腫瘤中分離出的子宮粘膜上細胞（HeLa細胞）[10]。由于這兩種具有傳代容易，繁殖迅速、體外培養條件低、易儲存，同時這兩種已建立成系的細胞株能為實驗提供穩定傳代的細胞，能為許多材料細胞毒性評價所共用等優點。1982年美國質量標準協會將L-929細胞和HaLe細胞推薦為細胞毒性試驗中的標準細胞[2]。
由于L-929細胞來源于小鼠的皮下組織，HaLe細胞來源于人的腫瘤組織。這兩種已建立成系的細胞株都具有無限分裂增殖類似腫瘤細胞的特征。因此人們對利用這現兩種細胞代替人體正常組織細胞評價材料的生物相容性的敏感性及可靠性產生了疑問。同時隨著不斷涌現，人們對材料植入人體后與機體組織之間可能發生的反應其對材料的影響產生了濃厚的興趣。因此單用L0929和HaLe細胞培養檢測材料的生物相容性已不能滿足人們的這種需要。
從九十年代起越來越多學者根據材料植入體內的不同部位及使用目的選擇人體不部位或/和組織來源的細胞作業實驗細胞，使體外細胞培養對機體內環境的模擬更趨真實，其結果更為準確與客觀。
對宿主而言植入宿主體內的生物材料是種異物，因此材料植入體內最普遍和最常見的反應是免疫排斥反應。由于單核巨噬細胞來源于人體的血液，在人體免疫系統中起著重要的作用，能釋放各種刺激因子激活補體引起急慢性炎癥反應，同時刺激成纖維細胞生長促進傷品的愈合。因此選擇單核巨噬細胞作評價材料細胞毒性的實驗細胞，有助于人們了解材料置入體內引起的炎癥反應對組織細胞的影響[1]。
Cheung認為不同組織來源的細胞材料的敏感性是有差異的[12]。只用軟組織來源的細胞培養檢測材料的細胞毒性尚不能全面反映出材料的生物相容性。以骨替代材料和牙用材料為例。前者種植到骨組織內，所接觸的是骨環境，而后者存在于軟組織環境中。因此骨替代材料應選擇骨組織來源的細胞，因為這種細胞在體外培養中可形成體內環境一致的礦物化小結，這種小結內含有類成骨細胞和類骨髓細胞及鈣化的膠原基質，使體外細胞包培養更好地模擬了生物材料與骨組織在體內的反應。牙用材料可釋放一些可溶性的毒性成份如Na+、Ca2+、Al3+和氟化物等[]14，這些可溶物質主要影響鄰近的牙組織及口腔粘膜的上皮細胞、成纖維細胞及各種免疫細胞，并對這些細胞的生長、附著增殖及代謝等功能產生影響。因此對牙材料采用口腔粘膜的成纖細胞或/和上皮細胞才能更準確地反映出材料的生物相容性。
3 細胞毒性的觀察方法
以往對材料生物相容性的評價往往著眼于細胞的形態與數量，通過細胞形態的改變和數量的增減判斷材料的細胞毒性[15]。由于材料毒性成份對細胞的損傷，首先發生細胞生物化學反應和生物分子結構的改變，出現代謝和機能的改變如線粒體氧化代謝障礙、蛋白質合成下降，細胞膜選擇性通透屏障作用消失等，這種變化用形態學方法通常不能發現。只有當細胞死亡10h以上，細胞的自溶性變化相當明顯的才能在光顯微鏡下根據細胞死亡的判斷特點，即核濃縮、核碎裂、胞漿伊紅染色等判斷材料的細胞毒性程度。因此傳統的細胞毒性觀察方法不能及時、準確地判斷材料的細胞毒性。
九十年代以來，越來越多學者傾向于從材料毒性成份引起細胞死亡所產生的細胞形態和數量的變化評價材料生物相容性轉移到材料對細胞的生長、附著、增殖及代謝功能的影響，并提出了以存活的有功能的細胞或/和細胞生長增殖情況作材料的生物相容性評價指標。
在體外細胞培養中已有學者提出一些能敏感地反映細胞活力功/和細胞殖的實驗室評價方法。如放射性位素（3H-胸腺嘧啶，3H-亮氨酸等）攝入法[16]、熒光染色法（如乙酰乙酸熒光素）[18]、流式細胞光度術等[19]。這此方法各有其優缺點及適用范圍。
放射性同位素攝入法是在培養基中摻入3H-胸腺嘧啶或/和3H-亮氨酸等，根據3H-胸腺嘧啶在細胞內含量測量DNA的合成含量，3H-亮氨酸含量測定細胞內蛋白質合成清況[16]。該法能揭示細胞分子水平的動態變化，是研究細胞代謝狀態的重要手段。但同位素物質對研究人員會造成一定程度的放射性損害，同時需要特殊設計的實驗室和一些特殊設備是其缺點。
四甲基偶氮唑鹽微量酶反應色法（MTT法）是由Mosroann在1983年提出，最初應用于免疫學領域，近年一些學者將該法應用到生物相容性評價中[20]。其原理是線粒體琥珀酸脫氫酶能催化四甲基偶氮唑鹽（MTT）形成蘭色甲替。形成數目的多寡與活細胞數目和功能狀態呈正相關，該法簡便迅速、不接觸同位素、而敏感性同位素法接近。該法缺點是甲替有時易聚集成團影響結果的難確性。
熒光染色法：其基本原理是當細胞受到損傷時，細胞膜的選擇通透性屏障作用消失，利用乙酰乙酸熒光素和溴化乙錠快速進出細胞膜受損的細胞特點。在熒光顯微鏡下迅速區分受損細胞[22]該法特點適合評價首先影響細胞膜功能的材料的生理相容性。
流式細胞光度術（Flow cytometry，FCM）是近幾年迅速發展起來的分析細胞的方法[22]。該法利用鞘流原理，使被熒光標記的單個懸浮細胞排成單列，按重力方向流動。細胞被激光照射后反射熒光，檢測器械可逐個結細胞的熒光強度進行測定。FCM對細胞測定能力30-60萬個細胞/分鐘，同時可對細胞的核酸，蛋白質、酶、細胞周期分布等八種量進行測定。該法在材料的生物相容性評價中有著廣泛的應用價值。
4 結束語
口腔生物醫學材料具有比較廣泛的應用范圍，不只是在因先天或后天原因導致牙體組織和頜面器官缺損的修復方面進行應用，還可能在鑒別診斷口腔疾病方面具有輔助作用。生物醫學材料可實現對缺損組織與器官的修復和置換，恢復組織或器官的正常功能。隨著迅猛發展的科技水平，口腔生物醫學材料的制作方法也具有明顯的改進，日益推出復合型與功能型形式各樣的生物醫學材料，并日益優化其性能。
2. 資料與方法
通過對生物醫學和生命科學有關文獻的數據庫的檢索，并進行較深入地分析。結合臨床口腔生物醫學材料應用的特點，比較分析有關數據。口腔生物醫學材料基礎性研究、臨床應用的生物醫學材料等相關文獻都是重要依據，并將與目的無關的研究結果予以排除。
3. 結果
按照材質類別可將口腔生物醫學材料分為金屬、高分子及非金屬生物復合材料三類。金屬類材料在臨床口腔生物材料中是最早應用的一類材料，這類材料優點是具有較高強度、較強韌性、獲取容易等，在臨床中應用廣泛。還可結合其成分將金屬類材料分為純金屬、合金及特種金屬三種，在臨床中純金屬類材料應用不多，應用較多的主要是合金和特種金屬。合金類金屬材料由不少于兩種金屬元素組成，盡管其延展與抗壓等物理性能低于純金屬材料，但在應用中生物安全性較高，所以在臨床中具有比較廣泛的應用。鈷基合金材料目前廣泛應用的合金類材料，主要有鈷鉻鎢鎳和鈷鉻鉬合金兩類，具有抗腐蝕性較強的性能，高于單一金屬材料40倍。但在加工制作過程中比較煩瑣，所以相對具有比較昂貴的價格。此外，機械性能也比純金屬類材料高，通常在替換顳下頜關節與頜面部內固定大面積骨折中應用較多。鈦合金與上述金屬合金材料相比較，具有較高的機械性能和相容性，在人體植入后不會產生排斥反應和毒副作用，生物相容性較好。通常在種植牙基樁制作、固定骨折及骨缺損替代植入性材料中比較常用。但在使用中金屬材料也具有不足之處，諸如在使用中因人體具有比較復雜的內部環境，因人體內長期存在金屬材料部會造成離子向體內微滲入，進而產生較大的副作用和毒性。
在現代口腔生物醫學材料中非金屬生物復合材料也是其中的重要組成部分，主要有以下三種。一是生物活性陶瓷，該材料是表面具有生物活性和吸附性的一?N陶瓷，通常具有羥基，為多孔形，具有較高的孔隙率。在體內生物活性陶瓷能夠降解吸收，通常在生物體內用于骨誘導材料對新生骨生長具有一定的誘導作用。在實際應用中骨傳導性與誘導性良好，所以通常該材料可用于修復骨缺損的一種支架材料，在支架的周圍利用填充材料的良好生物學活性充填覆蓋，以實現對缺損的修復作用，并使材料增加生物相容性。二是惰性生物陶瓷材料，其主要成分是氧化鋁和氧化鋯，硬度高，生物相容性好，所以通常在內固定骨折中應用較多，在制作口腔全瓷牙內冠中也比較常用。三是復合樹脂，主要混合有機樹脂基質和無機填料形成，在特定條件下是能夠引發化學性反應的一種修復材料，在修復小面積牙體缺損時比較適合。在臨床中目前主要應用的有光固化、化學固化及復合固化等樹脂類材料，該材料具有較強的可塑性、良好的仿真性、較高的生物相容性、比較耐磨等優勢。
在臨床中高分子類材料是一種比較廣泛應用的材料，穩定性強，聚乙烯和聚丙烯是其主要成分。與其它材料相比較，該材料在人體中不能降解產生離子，因此不具有毒性。抗沖擊性和抗摩擦性也較強，所以在替換人工關節中應用比較廣泛。高分子類材料中的硅橡膠材料耐高溫、腐蝕及透氣性較高，所以在制作頜面部復體及口腔印模精確制取材料中應用較廣。另外，該材料可降解，經一段時間后可形成小分子化合物而隨人體基礎代謝排出患者體外。
4. 討論
通過研究分析生物材料有關文獻資料，在口腔臨床生物醫學材料中選取金屬材料、高分子、生物復合材料三大類分別進行研究。大部分高分子材料與生物復合材料都是由不少于兩種材料構成，對這類材料進行制作時，可利用相關技術對材料微觀構造進行改變，使材料特性和優點得到充分發揮，對不足之處進行有效彌補，對生物材料賦予新的生物特性。材料的生物相容性和機械強度較高，具有較強的耐腐蝕性，在特定環境下能夠降解吸收，在臨床應用中完全滿足。在高分子材料與生物復合材料中，我國開展相關的研究相對較晚，并在研究初期發展相對較為緩慢，但經過近年來的不斷發展，已由最初的盲目效仿逐漸發展到自主研發，由質變迅速發展發展到量變。口腔醫用生物醫學材料目前在我國已逐漸由傳統的單一功能、非專一化、低效逐步發展為功能完善、復合化、專業化及高效，發表的生物醫學材料的相關文獻也躍居世界第二。
隨著醫學技術及材料技術的快速發展，口腔生物醫學材料也得到了前所未有的發展機遇。目前在臨床研究中已逐漸由常用的無機材料轉變為有機材料，有機類生物材料在開展較多研究的就是多糖類物質。天然多糖類物質中殼聚糖屬于其中一種，其生物相容性良好，抗菌性能優異。通常該類材料被用于對各種材料進行塑造以便于長入細胞和將應力傳遞至骨與骨之間。殼聚糖類物質因其生物相容性和細胞黏附性較好，而被廣泛用于各種細胞因子和藥物載體，實現對遺傳信息進行傳遞以及相關疾病的臨床治療。
關鍵詞：膠原生物醫用材料；優勢；臨床醫學應用
生物醫學材料是一類對人體細胞、組織、器官具有增強、替代、修復、再生作用的新型功能材料。它有獨特的基本要求：①具有生物相容性，要求材料在使用期間，同機體之間不產生有害作用，不引起中毒、溶血、凝血、發熱、過敏等現象；②具有生物功能性，在生理環境的約束下能夠發揮一定的生理功能；③具有生物可靠性，無毒性，不致癌、不致畸、不致引起人體組織細胞突變和組織細胞反應（即“三致物質”），有一定的使用壽命，具有與生物組織相適應的物理機械性能；④化學性質穩定，抗體液、血液及酶的作用；⑤針對不同的使用目的具有特定功能。按生物醫用材料性質的不同可分為四大類：①醫用金屬材料。主要用于硬組織的修復和置換，有鈷合金（Co-Cr-Ni）、不銹鋼、鈦合金（Ti-6Al-4V）、貴金屬系、形狀記憶合金、金屬磁性材料等7類，廣泛用于齒科填充、人工關節、人工心臟等。②醫用高分子材料。有天然與合成兩類，通過分子設計與功能拓展，即合金化、共混、復合（ABC）等技術手段，可獲得許多具有良好物理機械性能和生物相容的新型生物材料。③生物陶瓷材料。有惰性生物陶瓷（氧化鋁陶瓷材料、醫用碳素材料等）和生物活性陶瓷（羥基磷灰石、生物活性玻璃等）。④醫用復合材料。由兩種或者兩種以上不同性質材料復合而成，取長補短，達到功能互補。主要用于修復或者替換人體組織、器官或增進其功能以及人工器官的制造。膠原屬于細胞外基質的結構蛋白質，結構復雜，根據分子結構決定功能和性質的原則。其分子量大小、形狀、化學反應以及獨特的生物分子等對功能、性質起著決定性作用。膠原來源廣泛，資源豐富，性質特殊。是21世紀生物醫學材料研究和應用的熱點和重點[1]。
1膠原生物醫學材料的優勢
（1）低免疫源性。組織膠原具有一定的免疫性，20世紀90年代研究發現，其免疫源性來自于端肽及變性膠原和非膠原蛋白質，在提取膠原時，除去端肽及純化分離掉變性膠原和非膠原蛋白，能得到極弱免疫原性的膠原材料。（2）與宿主細胞及組織之間的協調作用。其特點：①膠原有利于細胞的存活和促進不同類型細胞的生長；②膠原不但可增加細胞黏結，而且有利于控制細胞的形態、運動、骨架組裝及細胞增殖與分化。（3）止血作用。膠原的四級特殊結構能使血小板活化、釋放出顆粒成分，起到迅速凝血的作用。（4）可生物降解性。膠原是一種特殊的生物降解材料，其降解性作為器官移植的基礎。（5）物理機械性能。膠原的三螺旋結構以及自身交聯而成網狀結構，使其具有很高的強度，可滿足機體對機械強度的要求；另外通過進一步的交聯增強其強度，而且采用不同的交聯劑可獲得不同的強度和韌性材料。通過復合和接枝共聚能獲得更多性能優良的材料。（6）組織工程（Tissueengineering）。膠原的優良特性使其在組織工程中扮演更重要的角色，大量應用于臨床，前景廣闊。
2膠原在生物臨床醫學上的應用
[2]（1）手術縫合線。當前應用的天然與合成材料制備縫合線均存在這樣那樣的不足和缺陷，或者不能自然吸收，需要拆線；或者與組織反應大，引起發炎、造成傷口瘢痕明顯；或者吸收時間過長等。而膠原制備的縫合線既有與天然絲一樣的高強度，又有可吸收性；使用時有優良的血小板凝聚性能，止血效果好，有較好的平滑性和彈性，縫合結頭不易松散，操作過程中不易損傷肌體組織。可采用復合與交聯改性方法提高縫合線功能和性能，制備的可吸收縫合線有：①純膠原可吸收縫合線；②膠原/聚乙烯醇共混復合；③膠原/殼聚糖復合可吸收縫合線；④膠原/殼聚糖/聚丙烯酰胺復合可吸收縫合線。（2）止血纖維。膠原纖維是一種天然的止血劑和凝血材料，且止血功能優異。膠原纖維是一種集止血、消炎、促愈為一體，可被組織吸收，無毒、無副作用的醫用功能纖維，相比于以前使用的氧化纖維素、羧甲基纖維素及明膠海綿等止血材料，其效果要好的多。（3）止血海綿。膠原海綿有良好的止血作用，能使創口滲血區血液很快凝結，被人體組織吸收，一般用于內臟手術時的毛細血管滲出性出血。臨床應用于普外科、心血管外科、整形外科、泌尿外科、骨科、皮膚科、燒傷科、婦產科以及口腔科、耳鼻喉科、眼科等幾乎所有的手術。（4）代血漿。當人體由于外傷或其他原因發生意外急性失血時，最佳方法必須立刻輸血，但眾所周知，血液來源非常困難！而且不能長久保存，輸血之前還需鑒定血型和配型。因此，尋找理想的代用品成為人們的夢想。20世紀50年明膠代血漿受到重視，且符合血漿的條件和性質，國外已大量使用，我國正在積極推進其產業化。國外明膠類代血漿有脲交聯明膠、改性液體明膠和氧化聚明膠3種。國內有氧化聚明膠、血安定（Gelofu-sine）海星明膠和血代（Haemaccel）。（5）水凝膠。水凝膠是一些由親水大分子吸收了大量水分形成的溶脹交聯狀態的半固體（三維網絡），能保持大量水分而不溶解，具有良好的溶脹性、柔軟性和彈性，以及較低的表面張力等特殊性質。交聯方式有共價鍵、離子鍵和次級鍵（范德華力、氫鍵等）。水凝膠是高分子凝膠中的一類，可分為物理凝膠和化學凝膠。為改善性能需對天然高分子與合成高分子進行共混復合制備新型水凝膠（互穿網絡水凝膠），現已取得很大進展。制成的復合材料有膠原/聚甲基丙烯酸羥乙酯水凝膠、膠原/聚乙烯醇水凝膠、膠原/聚異丙酰胺水凝膠、膠原/殼聚糖水凝膠等。（6）敷料。敷料是能夠起到暫時保護傷口、防止感染、促進愈合作用的醫用材料。有普通敷料（常用植物纖維紗布）、生物敷料（膠原蛋白及其改性產品以及左旋糖酐、殼聚糖、淀粉磷酸酯等）、合成敷料和復合敷料等四種。開發使用的品種有海綿型敷料、膠原膜敷料、凝膠敷料。（7）人工皮膚。
人工皮膚是在創傷敷料基礎上發展起來的一種皮膚創傷修復材料和損傷皮膚的替代品。其制備方法采用復合與交聯法，一是提高膠原的機械強度；二是膠原與其他天然高分子進行雜化改善機械性能和生物活性。（8）人工血管。人工血管是近年來組織工程（一門多學科的交叉科學）研究的重點之一。當今臨床應用的人工血管主要是人工合成材料制成的，最早是滌綸纖維編織的人工血管，但只能對大口徑血管有較短的替代作用。后來開發聚四氟乙烯（PTFE）、聚氨酯（PU）、膨體聚四氟乙烯（ePTFE），并采取多種方法進行改性，以適應血管植入的要求。此外，還有生物降解材料如聚乙醇酸（PGA）、聚乳酸（PLA）、聚乳酸異構體（PLLA）等。（9）人工食管。分為兩種，一種是用自身的其他組織或器官（如結腸、空腸、胃、胃管和游離的空腸等）加工而成，現已廣泛應用于臨床，優缺互見；另一種是人工合成材料加工而成，比如塑料管、金屬管、PTFE管、硅膠管等，效果均不理想。最早制成使用的聚乙烯（PE）管，此后發展了PTFE、硅橡膠、硅膠涂覆的滌綸編織管（PET）、碳纖維管等。近年以來，使用聚乙烯醇（PVA）、PLA降解塑料。用降解塑料制作無細胞支架的人工食管、組織工程化食管等。（10）心臟瓣膜。分為機械瓣膜（金屬瓣）和生物瓣膜。心臟瓣膜支架材料有可降解合成高分子和生物高分子。可降解合成高分子有PLA、PGA及二者共聚物（PGLA），此外還有聚β—羥基烷酸酯、聚羥基丁酸酯（PHB）；生物高分子材料有膠原、纖維蛋白凝膠、去細胞瓣膜支架等。（11）骨的修復和人工骨。目前仍以金屬（不銹鋼、鈷鉻合金、鈷鎳合金、鈦合金）為主；高分子材料，諸如PTFE、聚硅氧烷、高密度聚乙烯（HDPE）、陶瓷（結晶氧化鋁、羥基磷灰石）以及復合材料。膠原以其獨特的性能成為不可或缺的生物材料，在骨修復中起舉足輕重作用。①在組織引導再生術中（guidedtissueregeneration,GTR）能起到“誘導成骨”、“傳導成骨”，實現再生修復和骨愈合的作用。②組織工程化骨組織的構建。包括三個方面：一是尋求能夠作為細胞移植與引導新骨生長的支架結構作為細胞外基質（ECM）的替代物；二是種子細胞；三是組織工程骨的組織還原（骨缺損修復）。（12）角膜與神經修復。角膜膠原膜和組織工程化角膜；人工神經支架采用膠原、膠原/殼聚糖或膠原/糖胺聚糖等。（13）藥物載體。藥物載體由高分子材料充當，大多數為傳遞系統，其主要成分是膠原和明膠。有膠原膜、膠原海綿、藥用膠囊和微膠囊和丸劑與片劑。（14）固定化酶載體。膠原可作為細胞或酶的載體，其特點：①膠原本身是蛋白質，對酶和細胞的親和性是其他材料不可及的；②膠原蛋白成膜性好，可制成各種酶膜；③膠原蛋白肽鏈上具有許多官能團，諸如羧基、氨基、羥基等，易于吸附和固化。膠原蛋白有很好的生物相容性，在體內可被逐步吸收，交聯接枝共聚后賦予了材料良好的物理機械性能，且可在體內長期保存。廣泛應用于人體的各個部位。生物醫學材料在人體的應用部位，詳見圖1[3]。
3結語
隨著社會文明的不斷進步，生命至上理念不斷深入人心，天賦人權，生命是任何人都不能剝奪的最高權利，人類對身心健康和生活質量越來越重視。當前，新型材料更多的應用于醫藥和臨床，尤其如膠原基生物材料，以其獨特的優勢和優異的性能在這一領域大顯身手。科技改變未來、改變生活，天然高分子與合成高分子材料通過共混、復合、合金化、納米化等技術手段，制備成多種新穎獨特的新材料和新產品。尤其應用于臨床和組織器官工程挽救了數以萬計的人類生命并提高了生命質量和延長了壽命。隨著3D打印技術在生物醫療領域的快速發展，如何制備出適合3D打印的不同類型膠原蛋白材料，并保證在打印過程中蛋白不變性、強度可控、易塑性等成為研究的新課題[4]。當今，是生物高分子時代，隨著科技發展日新月異，生命科學和生物材料研究的不斷深入。生物醫藥是“十四五”的新興產業鏈。膠原在生物醫學、醫藥、組織器官工程和臨床醫學的應用將更加光明，潛力非常巨大。開發應用必將成為廣大科研人員研究的重點和熱點，我們將拭目以待有更多的新型材料和產品為人類的健康服務并造福人類。
關鍵詞：復合材料 包埋微生物 廢水 廢氣
生物固定化技術是20世紀70年展起來的技術，它是使物質擴散進入多孔性載體內部，或利用高聚物在形成凝膠時將物質包埋在其內部[1]。經研究結果表明，該技術可用于處理NH3和等H2S多種廢氣[2]，由此可見，固定化微生物在處理廢氣中有非常重要的意義。因此，本文對固定化微生物技術及其所用包埋載體進行簡要介紹，對聚乙烯醇（ PVA）和海藻酸鈉（SA）包埋微生物去除廢氣的影響因素進行綜述，并總結了固定化微生物處理廢氣的應用，提出了一種既能促進微生物的生長，又能改善小球的性能新方向。
微生物細胞的固定化方法有吸附法、交聯法和包埋法，其中，以包埋法最為常用[3]。包埋材料主要分為：一類是天然高分子多糖類，主要有瓊脂、明膠和SA等，這類包埋材料具有成型容易，毒性小，傳質性能好，包埋密度高等優點，但機械強度較低。另一類是合成高分子化合物，常主要有PVA與聚丙烯酰胺等，這類載體材料不易被微生物分解，機械強度較高，且化學穩定性好。
聚乙烯醇是一種無色、無毒、無腐蝕性、且微生物不易降解的有機高分子化合物，在紡織漿料、涂料、薄膜等工業領域中普遍使用，但成型性差。而海藻酸鈉比較容易成型，傳質性能較好，但其機械強度差，分析原因一方面是海藻酸鈉凝膠是一種多糖類物質在水中有一定的水溶性，另一方面微生物能夠降解海藻酸鈉[4]，所以用海藻酸鈉做包埋凝膠小球的主體材料不適合。因此，將PVA與SA相結合，提高機械強度與傳質性能。
1.復合材料包埋性能的影響因素
影響復合材料包埋性能的因素有PVA與SA的濃度配比、交聯劑、添加吸附劑等，通過形成小球的難易程度、機械強度和傳質性能來評價凝膠球的性能，選擇最佳條件來包埋微生物去除廢氣。
1.1 PVA-SA的濃度配比
洪梅等[5]采用PVA-SA作為包埋劑，培養了用氯苯馴化的微生物，制備固定化微生物小球，利用正交實驗確定了制備固定化微生物小球的最佳條件，并對固定化微生物和游離微生物降解氯苯的效果進行了比較。結果表明：固定化小球制備最優條件為：聚乙烯醇的質量濃度80g/L，海藻酸鈉質量比1.0%，菌液與包埋劑體積比25：1，當氯苯質量濃度為80mg/L，菌液接種量為8%，氯苯去除率為87.6%，固定化微生物降解性能較好。楊慧[4]等研究了PVA與SA的配比，PVA和海藻酸鈉混合溶液濃度，凹凸棒土濃度，活性污泥濃度，通過形成凝膠球的機械強度和傳質性能來檢測，研究結果，PVA與SA的質量濃度最佳配比為7：1。
1.2交聯劑
用于制備PVA-SA小球的交聯劑有戊二醛、硼酸和CaCl2溶液。王孝華[6]采用戊二醛與CaCl2溶液作為交聯劑，研究了戊二醛用量、PVA與SA質量比、CaCl2質量分數、戊二醛與聚乙烯醇的反應時間對復合材料含水率的影響。實驗結果表明：當戊二醛質量分數為 0.85%、聚乙烯醇與海藻酸鈉質量比為 8：1 、CaCl2溶液質量濃度為 2%、交聯1.5h時，復合材料的拉伸強度和扯斷伸長率最高，含水率最高。茆云漢[7]采用5種不同固定化方法，即PVA-硼酸法、PVA-硝酸鹽法、PVA-磷酸鹽法、PVA-硫酸鹽法、PVA凍融法，通過檢測包埋微生物的機械強度與活性。結果表明，PVA-硫酸鹽法制備的凝膠球機械穩定性較高，包埋微生物的生物活性較高，凝膠球的使用壽命在30d以上。
1.3交聯時間
賴子尼[8]以正交設計試驗法制備聚乙烯醇-海藻酸鈉混合物，研究了PVA-SA配比、交聯劑濃度、交聯時間與凝膠硬度的關系。結果表明，凝膠硬度的影響因素的次序是交聯時間、SA、PVA和CaCl2濃度。李花子[9]等以PVA-SA作為包埋介質采用延時包埋法，延長溶解后冷卻的時間和加入化學試劑，結果表明，用這兩種方法制得的聚乙烯醇固定化顆粒的水溶脹性減少，不容易破裂，通過電鏡觀察發現，改進后的聚乙烯醇凝膠網狀結構明顯優于未經過改進的。
1.4添加吸附劑
許多學者[10，11]在PVA-SA復合材料中添加了活性炭纖維、碳酸鈣、泥炭、蛭石、高嶺土、珍珠、鐵粉、二氧化硅粉末、鈣基膨潤土、粉末活性炭、硅藻土等。結果發現，添加吸附劑的凝膠球機械強度和傳質性能都好于未添加吸附劑的凝膠球。
綜上所述，以上方法可以使PVA-SA這種復合材料的機械性能和傳質性能有所改進，但是添加吸附劑，可以使物理吸附和生物降解同時進行，因此在PVA-SA復合材料里添加吸附劑的方法比較可行。
2. P復合材料包埋微生物技術處理廢氣的研究
采用PVA―SA復合材料固定微生物技術在治理許多廢氣如NH3、H2S等方面都有研究。
2.1處理NH3
氨氣是一種會發出刺激性氣味的無色氣體，是污染大氣的重要污染物。因此，Kim等[12]利用PVA-SA復合材料固定微生物，通過生物過濾器治理NH3，當為NH3的進口濃度為0.05～6g（m3?h）時，去除氨氣的效率為68%～100%，并且使用壽命在60d以上，由此可見，PVA―SA復合材料固定微生物在處理氨氣中具有較大的應用前景。
2.2處理H2S
H2S廢氣對環境及人體有較大的危害，已經引起了人們的廣泛關注[13]，Kim等[14]采用PVA-SA包埋微生物并填入生物過濾器處理H2S，結果表明，當H2S的濃度低時，H2S的去除率可以達到99%。
采用PVA―SA復合材料固定的微生物，處理廢氣的研究很少，用其他包埋材料固定微生物治理氮氧化物[15]、甲硫醇[16]、二氯甲烷[17]、油煙廢氣[18]等都有報道，除此之外，揮發性有機物質（VOCS）是在粉塵之后的第二大類污染物，揮發性有機氣體的去除已成為大氣污染控制領域的研究熱點，因此，利用PVA―SA混合材料包埋微生物來處理甲醛和VOCS等廢氣具有重要的研究意義。
4. 結論
采用PVA與SA復合材料固定微生物處理廢氣有多種優點：處理效果好，反應器啟動快、效率高、成本低、能耗省、無二次污染等，因此，使用這種材料固定微生物在環境治理中有獨特的優勢，在環境污染治理中的應用前景潛力巨大。但在處理廢氣方面研究較少，目前仍處于實驗室研究階段并沒有大規模應用，由此可見它還是有缺陷與不足，機械強度不足、傳質性能不佳等，為改進PVA―SA復合材料，添加無機化學試劑（例如，NaSO3），既能促進微生物的生長，又能改善小球的性能，是材料改進的一個新的方向，使這種復合材料更能適用于工業化應用。
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關鍵詞：納米材料；生物安全性；評價
Development of Research on the Bio-safety Evaluation of Nanomaterials LI Yan，LU Wei（Shanghai Municipal Center for Disease Control & Prevention，Shanghai 200336，China）
Abstract：The evalution system on bio-safety of nanomaterials is at the phase of exploration. At present，more concentration was given on toxicology than onepidemiology in the research of the bio-safety evaluation of nanomaterials.
Key Words：nanomaterials；bio-safety；evaluation納米材料（nanomaterial）是指由處于1～100 nm尺度范圍內的納米顆粒（nanoparticulate）及其致密的聚集體，以及納米微晶體所構成的具有一系列新物性（小尺寸效應、接口效應、量子效應和量子隧道效應）的材料［1］。
隨著納米技術的飛速發展，各種納米材料大量涌現，其優良特性及新奇功能使其具有廣泛的應用前景，人們接觸納米材料的機會也隨之迅速增多。對納米材料的生物安全性進行評價成為迫在眉睫的問題。然而，現有的環境與職業衛生接觸標準及安全性評價標準及方法能否直接適用于納米材料還未能確定，納米材料生物安全性評價體系的建立還處在探索階段。目前，對納米材料生物安全性評價還主要集中在對其健康效應的毒理學研究。本文從人群流行病學和實驗室研究兩個方面分析納米材料生物安全性的研究進展。
1 人群流行病學研究
美國和歐洲的科學家針對大氣污染物中納米顆粒成分進行了一項長達20年的流行病學研究，結果發現：人群發病率和死亡率與他們所處生活環境空氣中大氣顆粒物濃度和顆粒物大小密切相關，死亡率增加是由濃度非常低的相對較小的顆粒物的增加引起的［2］。世界衛生組織（WHO）［2］對已有的實驗數據進行分析發現：①周圍空氣10 μm的顆粒每增加100 μg/m3，死亡率增加6%～8%，周圍空氣2.5 μm的顆粒每增加100 μg/m3，死亡率增加12%～19%；②周圍空氣10 μm的顆粒每增加50 μg/m3，住院病人增加3%～6%，周圍空氣2.5 μm的顆粒每增加50 μg/m3，住院病人增加25%；③周圍空氣10 μm的顆粒每增加50 μg/m3，哮喘病人病情惡化和使用支氣管擴張器增加8%，咳嗽病人增加12%。
大氣納米顆粒的流行病學研究結果為納米材料的生物安全性評價提供了參考，但是，納米材料特殊的理化性質對其粒徑、組成和在媒介中分布情況的影響是否與人們所熟悉的總懸浮顆粒物（TSP）、PM10和超細顆粒物（UFPs）等具有相似性，目前還沒有科學定論；能否將大氣納米顆粒的流行病學研究結果簡單地外推到納米材料上，也還有待研究證實。
隨著越來越多的納米材料、納米產品進入人們的日常生活，它究竟會對環境及健康引起什么樣的生物效應，我們知之甚少。到目前為止，仍未見專門針對納米材料的系統人群流行病學研究報道，更無納米材料全面的生物安全性評價資料。
2 實驗室研究
近幾年，納米毒理學研究成為納米材料生物安全性評價研究的一個熱點，從傳統對呼吸系統、消化系統和皮膚功能的影響研究擴展到當前流行的生物學終點研究，例如納米材料引發的呼吸道和心血管系統炎癥反應的氧化應激、細胞信號傳導的改變以及炎癥介子的激活和釋放情況；從研究納米材料對生物體局部影響的觀察到對各種納米材料在體內的吸收、分布、代謝和清除，以及生物靶器官相互作用規律的系統研究。納米毒理學的快速發展，為納米材料生物安全性評價體系的建立積累了重要的數據資料，同時，為探索納米材料生物安全性評價方法以及納米材料安全性標準及安全防護提供了科學線索。
2.1 納米材料的毒代動力學研究
納米材料進入機體后，可以向全身組織彌散。WANG等［3］用放射性125I標記的單壁碳納米管（Single-walled carbon nanotube，SWCNT）經灌胃、腹腔注射和靜脈等不同途徑給藥后，相對分子質量超過60萬的SWCNT可以像小分子一樣在身體各部分間自由穿梭，迅速分布于小鼠身體各器官組織中（除大腦），這一點與常規物質截然不同。
一般而言，納米材料在體內組織間的彌散主要有以下3種途徑：①由呼吸道表面向黏膜下組織彌散：OBERDORSTER等［4］發現，大鼠暴露于20 nm多聚四氟乙烯（Polytetrafluoroethylene，PTFE）4 h 后，PTFE已經進入呼吸道黏膜下及肺泡間質區。LAM［5］和WARHEIT［6］也觀察到了SWCNT向動物肺間質組織彌散的情況。②通過循環系統彌散：OBERDORSTER等［7］給大鼠吸入13C顆粒（30 nm），24 h后在肝臟中發現了聚集的13C。③穿透血腦屏障：KREUTER等［8］發現，靜脈注射聚山梨酯-80包裹的阿霉素納米顆粒，可被大腦毛細血管內皮細胞吞噬后穿透大鼠血腦屏障。OBERDORSTER等［9］還發現了另一種進入中樞神經系統的可能通路――嗅神經通路。所有這些說明，納米材料進入機體后可以在體內彌散，因此有必要對其毒代動力學進行深入研究。
2.2 納米材料的整體生物效應
初步研究結果顯示，不同的納米材料會出現不一樣的毒作用表現；同一種材料納米級和微米級可能出現不同的生物毒性。ZHAO等［10］發現在生理鹽水溶液中
但是，也不是所有的納米材料都如此。比如，研究［12］發現納米ZnO與通常的微米ZnO都幾乎沒有生物毒性。這些研究結果改變了人們對顆粒毒性問題的認識：即使是無毒或低毒的細顆粒材料，其納米顆粒也可能會變得有毒。因此，此類曾被認為無毒或極低毒物質的納米級顆粒以及其他納米顆粒成了毒理學研究的熱點。
2.3 納米材料對呼吸系統的影響
2.3.1 在呼吸系統內的沉積國際放射線防護委員會（ICRP）1994年的研究指出［13］，納米材料可以在人類呼吸道及肺泡中沉積。粒徑為1 nm的顆粒，90%左右沉積在鼻咽部，其余10%沉積在氣管、支氣管區，肺泡中幾乎不沉積；粒徑為5～10 nm的成分，沉積在上述3個區域均為20%～30%；粒徑為20 nm的成分，有50%左右沉積在肺泡內。這說明納米材料在人呼吸道內的沉積部位與粒徑有關。近來的多項研究也發現納米材料可以在動物的呼吸道各段和肺泡內沉積。雖然被吸入體內的納米材料質量濃度并不高，但由于粒徑極小，數量是極大的，所有這些都為納米材料致肺臟損傷提供了可能。
2.3.2 對肺的炎性刺激 AFAQ 等［14］用支氣管注入法研究超細TiO2（
OBERDORSTER等［15］用粒徑為20 nm和200 nm的TiO2做了大鼠亞慢性吸人實驗，發現20 nm TiO2不僅有很強的生物效應，而且也顯現出不同的毒代動力學表現，使肺在低于顆粒容積負荷的情況下出現清除能力顯著下降，并導致炎癥反應增強的現象。WARHEIT等［16］研究了SWCNT對大鼠的影響，結果也觀察到了肺損傷和肉芽腫的形成，但是，SWCNT暴露所導致的是多病灶肉芽腫，且沒有進行性肺部炎癥和細胞增生的表現，這種肉芽腫損傷更像免疫反應或是肺對外來物質的清除反應，這預示著SWCNT具有新的致肺損傷機制。
2.3.3 致肺巨噬細胞（AM）損傷納米材料可引起暴露動物肺的清除能力下降，并導致明顯的AM損傷［17，18］。RENWICK［19］ 等發現，小鼠AM在含有納米炭黑（14.3 nm）及納米TiO2（29.0 nm）的培養基中培養8 h后，其吞噬能力受到了明顯的抑制。RENWICK等［20］用健康志愿者的AM暴露于0.03～3 μg/106的納米碳微粒中發現，AM對SiO2微粒的貼附和吞噬功能都受到了抑制。ZHANG等［21］發現納米材料可以對AM細胞膜造成損傷。MOELER等［22］發現了納米材料對AM骨架的影響。
2.3.4 致肺部氧化損傷 納米材料致肺部炎癥和損傷與其小粒徑和大表面積的特性有關，同時也與納米材料刺激機體產生自由基繼而引發氧化損傷有關。DICK等［23］比較了納米炭黑、納米鈷、納米鎳和納米TiO2，發現它們致肺部損傷的程度與產生自由基并且引發氧化損傷有關。他們認為，這是納米材料表面可以與組織發生反應產生自由基的緣故。
2.4 納米材料對消化系統的影響
吸收進入消化道黏膜下層組織的納米微粒可以進入毛細淋巴管，從而引起淋巴細胞的免疫應答反應，有研究［24］顯示，Crohn's病（節段性回腸炎）與腸道微粒對腸道壁刺激有關。通過黏膜下層進入毛細血管的納米微粒可到達全身各組織器官，JANI 等［25］分別用50、100 nm尺寸的聚苯乙烯微粒按照1.25 mg/kg劑量喂食雌性SD大鼠，10 d后在大鼠體內檢測到34%的50 nm聚苯乙烯微粒和26%的100 nm聚苯乙烯微粒。
SZENTKUTI［26］對納米材料在消化系統中的毒物動力學研究顯示：納米材料的表面荷電性以及粒徑大小對其進入腸道有重要影響，粒徑越小，腸道對其的吸收速度越快，吸收的數量也越多。
2.5 納米材料對皮膚的影響
納米材料可以滲透皮膚引起皮膚的炎癥反應。MENZEL等［27］ 用粒徑為45～150 nm長、17～35 nm寬的納米TiO2覆蓋與人體皮膚最為相似的豬皮，8 h后通過粒子誘發X射線熒光分析（PIXE）觀察納米TiO2在皮膚結構中的分布情況，實驗結果證實納米TiO2可以通過角質層進入到表皮下的顆粒層，尤其是在表皮生發層。OBERDORSTER［28］和 SAUNDERS［29］也在毛囊角質層和毛處發現了防曬霜中的超細TiO2 顆粒的沉積。
從目前的研究結果顯示：納米材料對皮膚滲透作用的特點主要是：①與納米材料粒徑有關，粒徑越小越易滲透進入皮膚；②進入真皮的納米材料性質決定了其對皮膚的刺激作用；③可以溶解的物質、金屬等的浸提液、納米顆粒較易滲透入皮膚。
2.6 納米材料對細胞的作用
納米材料能夠進入細胞并與細胞發生作用，主要是對跨膜過程和細胞分裂、增殖、凋亡等基本生命過程的影響和相關信號傳導通路的調控，從而在細胞水平上產生一定的生物效應。研究［12］發現，材料的拓撲結構和化學特性是決定細胞與其相互作用的重要因素，某些納米拓撲結構會促進細胞的粘附、鋪展和細胞骨架的形成，但是在某些情況下，納米拓撲結構會對細胞骨架分布和張力纖維的取向產生負面影響。趙宇亮等［12］發現碳納米管容易進入細胞，并影響細胞結構，在低劑量下可以刺激肺巨噬細胞的吞噬能力，但在高劑量下，則嚴重降低肺巨噬細胞對外源性毒物的吞噬功能。
對納米TiO2的一系列研究結果揭示了納米材料可能的細胞毒作用機制：①攻擊細胞膜，使其破裂，使細胞壞死。LIPPMANN等［30］發現，納米TiO2處理的細胞，可以檢測出大量的鈣離子，說明細胞膜的破裂，鈣離子的滲出。②利用納米TiO2超微性進入細胞質，高化學活性又使其具備氧化損傷細胞遺傳物質的能力。WAMER等［31］的實驗證明，納米TiO2損傷人體纖維原細胞的核酸，將納米TiO2作用后的細胞分離出RNA和DNA，在RNA中可以檢測到8-羥基鳥苷的生成。由于RNA負責遺傳信息從DNA到蛋白質的傳遞，納米TiO2對RNA的損傷間接影響了細胞遺傳信息的表達。③抑制細胞生長和增殖。YEATES等［32］用47 nm粒徑的納米TiO2培養細胞系Bel-7402人肝癌細胞，發現細胞系G1期細胞數明顯增加，S期數量減少，即納米TiO2通過阻止細胞從G1期進入S期，通過影響細胞周期抑制細胞生長。④引起細胞凋亡。WANG等［33］用粒徑
2.7 納米材料對DNA的損傷作用
8-羥基脫氧鳥苷是DNA氧化損傷的標志物，是鳥嘌呤上的C-8位受到攻擊的產物。JUVIN等［34］用320～400 nm的紫外線照射在納米TiO2溶液中的小牛胸腺DNA，用高效液相色譜儀（HPLC）分析反應后的小牛胸腺DNA，發現有8-羥基脫氧鳥苷的生成，從而驗證了納米TiO2對DNA的氧化損傷作用。
LUNDBORG等［35］用含有納米TiO2的防曬化妝品作用于核酸PBⅡDNA，介于300～400 nm 的紫外線照射，通過DNA凝膠電泳分析，發現了DNA的解旋與斷裂。
ASHIKAGA［36］等采用超螺旋pBR322 DNA作為作用對象，將其與一定濃度的納米TiO2混合，采用波長在365 nm左右的黑燈提供紫外光照35.5 min，通過柯達顯像密度計分析，得到了有25%左右的DNA產生解旋的試驗結果。在同樣的實驗條件下，如果提高光照的強度與光照時間，DNA的解旋率必然會增加。
綜上所述，納米材料具有一定的生物活性，可以通過呼吸系統、消化道和皮膚進入機體。納米材料可以沉淀在呼吸系統引起炎癥反應；可損傷AM致肺清除功能下降，引發肺部慢性炎癥病變和氧化損傷；可以從沉淀部位向周圍組織彌散，穿透血氣屏障進入循環系統；還可穿透血腦屏障和經嗅神經通路導致腦損傷。
由于納米材料種類繁多，理化性質各不相同，即使同一種納米材料不同粒徑也會出現不同的生物效應。因此，對每年不斷涌現的新型納米材料進行生物安全性評價就顯得尤為緊迫和必要，對合適的研究模型和高通量篩選的方法以及系統的人群流行病學調查將成為納米材料生物安全性評價體系建立的下一步研究重點。
（致謝：特別感謝胡天錫教授、顧祖維教授、應賢平主任醫師、吳世達主任醫師、陳良主任醫師和賈曉東博士對本文提出的寶貴意見。）
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【摘要】 ［目的］探討骨形態發生蛋白(bone morphogenetic protein，BMP)、堿性成纖維細胞生長因子(basic fibroblast growth factor，bFGF)生物材料在關節軟骨缺損修復過程中的作用，為內源性修復關節軟骨缺損提供實驗基礎。［方法］取24只14齡成年大白兔隨機分成4組，每只動物于雙側膝關節股骨臏股關節面制備直徑5mm全層關節軟骨缺損模型。鉆通骨髓腔。A組應用BMP/ bFGF生物活性材料，B組應用BMP生物活性材料，C組應用bFGF生物活性材料，D組單純應用生物蛋白膠材料。于8、12、24周在大體，光鏡及電鏡下觀察損傷修復效果，組織學評分。 ［結果］A組于8、12周時，軟骨缺損被白色半透明堅硬組織平滑修復，富有光澤，24周時修復組織正常軟骨邊界模糊，連接緊密，質地堅硬，表面平滑光潤。B、C組于8、12、24周時候均未見軟骨缺損完全修復，邊界清楚，中央凹陷明顯殘留。D組全程均未見軟骨修復。組織學平分A組明顯優于B、C、D組，而B、C組之間無差別。［結論］BMP/bFGF生物活性材料可以有效修復兔大面積關節軟骨損傷，療效明顯優于單獨應用骨形態發生蛋白或堿性成纖維細胞生長因子，為關節軟骨損傷治療提供新的治療方法。
【關鍵詞】 骨形態發生蛋白； 堿性成纖維細胞生長因子； 軟骨缺損； 生物蛋白
Abstract：［Objective］To study the repair of articular cartilage defects with combined bone morphogenetic protein(BMP)/basic fibroblast growth factor (bFGF) biomaterial in order to supply experimental basis for repairing cartilage defects biologically.［Method］Twentyfour 14weekold rabbits were randomly pided into four groups，BMP/bFGF biomaterial gel(group A)， BMP biomaterial gel (group B)， bFGF biomaterial gel(group C) and simple fibrin glue treated group (group D).A couple of knees of each rabbit experienced 5 mmdiameterfull cartilage resection and drilling throuth of bone marrow.Gross appearance，histologicol section and electron microscope were axamined at 8，12，24 weeks after operation.［Result］In group A the cartilage defects were smoothly repaired by white translucent hard tissue at 8 and 12 weeks，and defect boundary was hard to be indentified with normal cartilage at 24 weks. No smooth repairing was observered in B，C and D groups. Group A got a better histological score than B，C and group D(P0.05).［Conclusion］Combined BMP/bFGF biomaterial is good for repair of articular cartilage defects and has better result than using BMP or bFGF alone.These results may provide a therapy for articular cartilage defects.
Key words：bone morphogenetic protein; fibroblast growth factor; basic defects of cartilage; fibrin glue
關節軟骨缺損是臨床常見疾病，病人會出現關節疼痛及運動障礙，最終引起骨性關節炎。 關節軟骨缺損的修復是骨科研究的熱點。目前常用的是外源性修復方法，如鉆孔術、骨膜和軟骨膜移植、細胞移植、骨軟骨移植等，盡管軟骨細胞移植在理論上更為有利，但依照國內外實際情況，自體軟骨細胞回植的治療方法在取材，培養，防止污染和經費方面都有困難，而且療效也并不完美［1］。隨著分子生物學研究的進展，發現軟骨缺損的修復過程是一個多種因子參與的復雜過程。所以本研究基于臨床實際情況，利用有效生物活性材料，為內源性軟骨修復提供實驗參考。
1 實驗方法
1.1 實驗材料
14周齡哈爾濱大白兔24只，哈爾濱醫科大學附屬第一醫院動物實驗中心提供；醫用生物蛋白膠， 廣州倍繡生物技術有限公司；重組人堿性成纖維細胞生長因子，美國invitrogen生物有限公司； 牛天然骨形態發生蛋白，天津中津生物發展有限公司；戊巴比妥鈉， 上海化學試劑廠。
1.2 BMP和bFGF生物蛋白膠復合材料的制備［2］
溶解60 mg/ml纖維蛋白原(50 000 u/ml和500 mg/ml)1 ml，準備凝血酶原溶液(500 u/ml)1 ml。改進共推注射器，控制其微量出液。纖維蛋白原和凝血酶原組通過“Y”形針頭混合后立即成為固體狀態。
30 mg骨形態發生蛋白溶于2 mL 4 mol/L鹽酸胍、10.05 mol/L氯化鈣溶液中，兌水透析24 h，備用。如果需要保存，將稀釋液在-20°C條件下貯存。
先用0.1%胎牛血清蛋白1 ml溶解0.1 mg堿性成纖維細胞生長因子（防止堿性成纖維細胞生長因子粘附于安瓶內），將稀釋液溶解于1 ml Tris液備用。如果需要保存，將稀釋液在-20°C條件下貯存。
1.3 模型制備
1.3.1 動物分組
A組6只，利用BMP/bFGF生物活性材料治療（n=12）；B組6只，BMP生物活性材料治療；C組6只，bFGF生物活性材料治療（n=12）；D組6只，生物活性材料治療（n=12）。
1.3.2 動物建摸
全麻（2%戊巴比妥鈉1.2 mL/kg耳緣靜脈麻醉），雙膝關節常規備皮、消毒，鋪巾。取膝關節內側小切口，向上向下少許銳性分離，屈曲膝關節將髕骨脫位于外側，暴露股骨滑車關節面，制造直徑5 mm、深3 mm的圓形全層軟骨缺損。同時鉆通骨髓腔。充分止血，利用共推針頭注入各組活性材料，填滿缺損。細致休整表面。沖洗，逐層縫合。對側操作同上。術后置于標準動物實驗籠中，每日活動，加強鍛煉。術后8 、12 、24周每組空氣處死2只動物，觀察大體、光鏡、電鏡指標。
1.4 觀察指標
1.4.1 一般觀察
術后步態，膝關節活動范圍，切口情況，動物大體狀態和進食情況。
1.4.2 關節修復的大體觀察
表面平整與否，色澤，質地，與臨近軟骨結合情況。
1.4.3 光鏡觀察 10℅甲醛固定，0.1 mol/L EDTA脫鈣，梯度逐級脫水，缺損區縱形剖開石蠟包埋，4 μm超薄切片。HE、PAS染色，觀察組織形態和蛋白多糖沉積情況。
1.4.4 掃描電鏡觀察
標本取材后縱行剖開，磷酸鹽緩沖液漂洗，戊二醛溶液固定，置入鋨酸2 h，洗凈，逐級脫水，臨界點干燥，噴金后電鏡觀察。
1.4.5 組織學評分 根據Wakitani等制定的評分標準，采用雙盲法對各標本進行組織學評價。
2 結 果
2.1 BMP/bFGF生物蛋白膠的制備
在20℃左右的室溫條件下，bFGF及 BMP溶液可以很好的溶解于纖維蛋白原中成為透明液體，與凝血酶混合后，于5 s內迅速凝結，成為固態膠體。材料白色半透明，富于光澤，質地松軟而脆弱，充填于軟骨缺損部可以很好的適應軟骨的曲線，并可將修飾得非常平滑。注射過程應該均勻而快速，注于缺損部后待凝膠成型后，注意休整表面與正常關節面一致。
2.2 大體形態和一般狀況
所有動物均無膝關節感染和積液發生。A組1只，B組2只，C組2只動物跛行（4周左右），關節活動受限。余所有動物均未見跛行，其膝關節活動范圍較術前無明顯改變，表現活躍，食欲佳。大體觀察，A組：軟骨缺損區均為修復組織所充填，表面光滑，半透明狀而有光澤。術后8周修復組織成白色，質地堅韌，與周圍組織結合緊密，但可清楚的顯示界限，表面平滑與關節面曲線配合完善；術后12周修復組織仍成白色堅韌組織，與周圍組織融為一體，邊界趨與模糊，表面更趨平整；術后24周修復組織成為白色半透明軟骨樣組織，與周圍軟骨結合為一體，表面稍微凹陷，關節表面平滑，堅硬。B組，C組：術后8、12、24周均未出現完整平滑關節面修復現象，表面凹凸不平，只是在缺損邊緣有部分修復組織出現，中央缺損長期存在，被暗紅色疏松結締組織充填，修復組織與正常軟骨界限清楚。D組也完全沒有出現修復現象出現 。
2.3 組織學觀察
A組：術后8周，HE染色見缺損已經被明顯修復，大量軟骨細胞出現，圓形和橢形胞核清晰，有軟骨陷凹出現，修復組織與關節缺損邊緣軟骨結合緊密，PAS染色見基質出現藍染，糖胺多糖類物質開始大量沉積；術后12周，修復組織厚于正常軟骨，修復組織與其結合緊密，以類透明軟骨細胞為主，大量增殖，軟骨陷窩大量出現，表層軟骨細胞稀疏體積小，而底層細胞量多且較為巨大，呈現分層分布的特點，基質PAS染色見明顯藍染，糖胺多糖類物質沉積更為明顯；術后24周，軟骨厚度稍變薄，軟骨陷窩明顯，修復組織與正常軟骨界限模糊，結合緊密，蛋白多糖類物質明顯沉積，部分區域出現纖維軟骨特點。B組、C組：術后缺損未被有效修復，中央凹陷表面長期殘留，缺損內部被大量肉芽組織填充，邊壁出現骨板，基質染色見少數靠近骨板的局部出現軟骨基質沉積。D組：8、12、24周術后軟骨缺損長期存在，缺損處被大量肉芽組織所填充。質地松軟，與周圍無明顯連接，HE染色未見軟骨細胞出現，PAS染色未見糖胺多糖類物質沉積。
2.4 電鏡下觀察
A組術后8、12周電鏡下表層可見縱行排列的軟骨細胞、軟骨囊，軟骨細胞之間可見間隙及成熟的軟骨基質，部分軟骨鈣化；術后24周組:電鏡下軟骨基質膠原排列規則，軟骨厚度均勻，軟骨下方為排列規則的骨髓腔（圖1～11）。
2.5 組織學評分
雙盲法測定，結果顯示，A組（1.92±0.69）明顯優于B組（3.58±0.67），C組(3.33±0.89)及D組(12.45±1.05)。SPSS13.0軟件進行方差分析，A組和B 、C 、D 3組均存在顯著性差異(P
圖1 BMP/bFGF生物活性材料組術后8周大體觀察 圖2 BMP/bFGF生物活性材料組術后12周大體觀察 圖3 BMP/bFGF生物活性材料組術后24周大體觀察 圖4 BMP/bFGF生活活性材料組術后8周（HE染色×40） 圖5 BMP/bFGF生活活性材料組術后12周（HE染色×40） 圖6 BMP/bFGF生活活性材料組術后24周（HE染色×40） 圖7 BMP/bFGF生活活性材料組術后8周（PAS×40） 圖8 BMP/bFGF生活活性材料組術后12周（PAS×40） 圖9 BMP/bFGF生活活性材料組術后24周（PAS×40） 圖10 BMP/bFGF生活活性材料組術后24周電鏡水平掃描×1000 圖11 BMP/bFGF生活活性材料組術后24周電鏡縱向掃描×1000
3 討 論
創傷、骨關節病等多種疾病均可造成關節軟骨缺損。由于關節軟骨不能自身修復，如何修復關節軟骨缺損是骨科的研究熱點之一。許多學者應用軟骨生長板移植、軟骨膜移植、骨膜移植及軟骨細胞移植等多種外源性修復方法進行實驗及臨床研究。肌腱和筋膜瓣插入關節成形術主要應用于上肢關節，特別對于改善拇指功能有較好效果。1992年趙距才等報道動物實驗術后3個月，移植的筋膜退變，成形的關節嚴重退變。Knight認為成形術只能提供一個無痛或微痛的有一定活動度的關節，不適于需要一個穩定、牢固、靈活關節的病人。自體骨軟骨移植治療關節軟骨缺損的遠、近期效果較好，但自體移植取材有限；同種異體移植遠期有退變、易感染、易被吸收等問題。骨膜和軟骨膜移植也是一種較好的修復關節軟骨缺損的方法。骨膜生發層中的未分化間充質細胞可分化為骨細胞或軟骨細胞，在關節腔內無血液供應低氧環境中分化為軟骨細胞。但再生軟骨有退變可能，持續被動運動(CPM)有利于骨膜再生軟骨，并降低退變率。軟骨膜再生軟骨能力強，但來源少，再生軟骨較正常軟骨耐壓能力差，并隨時間延長逐退變。組織工程方法培養軟骨細胞移植適合修復各種形狀的軟骨缺損，具有一定優勢，但其缺點是自體有活性的軟骨收集困難，同種異體細胞又有傳播病毒的危險。
隨著細胞因子研究的深入，發現多種細胞因子通過自分泌和旁分泌2種方式調節骨和軟骨的生成， 其中主要有骨形態發生蛋白(BMP)、bFGF、轉化生長因子-β(TGF-β)、胰島素生長因子(IGF)、血小板衍生因子(PDGF)、腫瘤壞死因子(TNF)等。這些因子的發現使內源性修復關節軟骨缺損成為可能。
BMP具有誘導未分化間充質細胞分化形成軟骨和新生骨的生物學作用，在體外能誘導骨髓腔內骨髓源性干細胞，關節腔內的脂肪組織、髕韌帶組織和滑膜組織的細胞分化為軟骨細胞［3］。BMP能誘導未分化的間充質細胞不可逆地分化形成軟骨和骨，但BMP僅是骨生成的啟動因子，對已分化的成骨細胞、骨細胞及軟骨細胞無進一步促進其增殖作用。而軟骨細胞形成后的進一步生長、增殖、分化是由其它骨生長因子調節的。bFGF廣泛存在于人體組織中，對骨和軟骨的修復起重要的作用，特別它是一種毛細血管增殖刺激劑，促進毛細血管向骨移植物中長入，使軟骨生成早期的組織中軟骨島數量增多。所以它增加BMP成骨量的原理可能促進了需要血供的軟骨內化骨，加速了軟骨的成熟和骨化。因而BMP啟動骨形成過程后，為bFGF提供了大量靶細胞。另一方面，bFGF無異位誘導成骨活性，BMP的異位骨誘導作用又可彌補bFGF的不足，從而使BMP和bFGF在生物學功能上形成互補，進而加速骨誘導、軟骨形成過程。盡管BMP和bFGF的作用有著顯著的差別，但它們在骨誘導、軟骨形成中的調節是必不可少的。二者在不同水平和不同環節上參與對骨誘導、軟骨形成過程的調節。在適宜的劑量下，二者存在著明顯的協同作用［4］。醫用生物蛋白膠具有良好生物相容性，可以完全被降解。由于其特有的三維網架結構營養物質的擴散，所以是關節內軟骨修復的良好載體。有人用生物蛋白膠作為IGF-1的控制載體，用于治療馬的關節軟骨損傷，取得良好的效果［5］。
本實驗發展了這種天然材料，采用BMP/bFGF生物蛋白膠聯合應用修復關節軟骨缺損。結果表明，其關節軟骨缺損修復效果明顯優于單獨應用其中一種因子，可見12例膝關節軟骨缺損均愈合良好，關節面光滑、完整、無裂隙、富有彈性，與周圍軟骨界限不清，缺損區內軟骨細胞豐富，排列趨于正常，軟骨下骨進一步改建，軟骨厚度基本達到正常。基質PAS染色見明顯藍染，糖胺多糖類物質沉積更為明顯。而單獨采用BMP/生物蛋白膠或bFGF/生物蛋白膠修復關節軟骨缺損，由于功能較單一，可能在體內被降解后才可以被利用，較低的生物利用度限制了BMP及bFGF應用療效的發揮。所以，軟骨缺損均未愈合良好，關節面凹凸不平、表面不完整、裂隙清楚、基質PAS染色藍染較淡，糖胺多糖類物質沉積不明顯［6］。
綜上所述，認為:（1)BMP及bFGF具有誘導形成軟骨的活性，能促進關節內透明軟骨再生，但能力較弱，無誘導關節軟骨形成作用；（2)BMP/bFGF生物復合物能促進關節軟骨形成，較單獨應用BMP、bFGF效果好，是生物學修復關節軟骨缺損的良好方法。
參考文獻
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【關鍵詞】納米生物材料 納米技術 腫瘤診斷 腫瘤治療
1 納米生物材料和技術在腫瘤診斷中的應用
1.1納米生物材料和技術可用來進行前哨淋巴結成像，從而判斷有無轉移乳腺癌、黑色素瘤或胃腸癌的患者，通常會在手術前進行前哨淋巴結活檢，以確定癌癥是否轉移。納米顆粒制劑可通過不同的成像技術發現轉移灶，例如Kobayashi等在研究中發現，標記了MRI造影劑釓的樹突狀聚合物可以提供一種出色的影像，顯示充滿轉移癌細胞的淋巴結。
1.2納米生物材料和技術可用于腫瘤的早期檢測
1.2.1納米顆粒 納米材料通過雙功能螯合劑或物理包埋的方法將同位素與納米材料連接，再將可與病變組織特異結合的靶向分子連接到納米材料上。納米顆粒作為影像的對比劑，一方面靶向腫瘤顯像，另一方面還可攜帶藥物[1]。
1.2.2懸臂梁 納米裝置懸臂梁一端被瞄定，能縱來與特定分子結合，而這種特定分子代表與癌有關的某些改變。當這些分子結合到懸臂梁上，表面張力會發生改變，導致懸臂梁彎曲。通過檢測其彎曲，科學家們能夠判斷是否存在與癌有關的一些分子。
1.2.3納米孔 經過改進的基因碼閱讀方法可以幫助研究者檢測到可能引發癌癥的基因錯誤。納米孔一次只允許DNA穿過一條鏈，科學家能夠檢測鏈上每個堿基的形狀和電特性，使DNA測序效率更高，從而來獲取編碼信息，包括與癌有關的編碼錯誤。
1.2.4納米管 納米管是大小約為一個DNA分子直徑一半的碳棒，它不僅能檢測改變基因的出現，還能幫助研究者查明那些改變的準確位置。
1.2.5量子點 半導體量子點納米級的光輻射顆粒，具有獨特的光學及電子特點，其亮度高而穩定，并可發出不同的熒光顏色，量子點與腫瘤抗原連接后形成影像，從而對腫瘤進行診斷。
1.2.6納米生物傳感器 納米生物傳感器通過靶向分子與腫瘤細胞表面標志物分子結合，利用物理方法來測量傳感器中的磁信號、光信號等，可實現腫瘤的定位和顯像，有利于腫瘤的早期診斷。
1.2.7納米機器人 用納米微電子學控制形成納米機器人，尺寸比人體紅細胞還小。將納米機器人從血管注入人體后，可經血液循環對身體各部位進行檢測和診斷[2]。
1.2.8光學相干層析術 由清華大學研制，其分辨率可達1 個微米級，較CT和核磁共振的精密度高出上千倍，據此可以對疾病進行早發現和早診斷。
2 納米生物材料和技術在腫瘤治療中的應用
2.1納米顆粒能提高腫瘤基因治療的效果 針對腦膠質細胞瘤，基因治療系統中的關鍵物質是氯毒素和鐵氧物納米微粒。這種靶向基因傳遞系統提高了基因治療的療效。同時有研究表明微小的硅石顆粒能充當DNA載體，提供一種非病毒方法的基因治療。Deng等用納米微粒介導的基因轉染使腫瘤抑制基因FUS1外源表達，可提高人肺癌細胞（NSCLC細胞）對化療藥物順鉑的敏感性，同時出現MDM2的下調、p53的蓄積以及Apaf-1依賴凋亡通路的活化，使腫瘤抑制作用成倍提高。
2.2納米顆粒能提高化療的效果 Majoros等將甲氨蝶呤附著于樹枝納米顆粒中，制作成靶向納米微粒。研究表明靶向藥物制劑能提高藥物在病灶組織中的蓄積濃度，從而提高藥物的療效，降低藥物對其他正常組織的損傷及全身毒副作用。
2.3納米顆粒能提高腫瘤熱療的效果 熱療是通過加熱治療腫瘤，使腫瘤組織溫度上升至40-43℃，既使腫瘤縮小，又不損傷正常組織的一種治療方法[3]。納米顆粒提高了熱療靶向性和療效，降低了毒副反應。
2.4生物納米管治療癌癥 由細胞核心部位的部分自身結構制作的納米管，可作為納米級膠囊傳遞基因和藥物進入人體。Miguel等將抗癌藥物泰素摻入到蛋白質-脂質混合體，可使藥物到達癌細胞的同時減少化療的副作用。
2.5納米殼能殺死腫瘤細胞 納米殼是外殼涂金的微小珠子，科學家設計這些珠子吸收特定波長的光，納米殼吸收光能可產生一種強熱，納米殼吸收所產生的熱能成功地殺死腫瘤細胞，而鄰近細胞卻完好無損。
總之，納米科技正在以迅猛的勢頭快速發展，而且越來越滲透到各個學科和研究領域。納米醫學技術為基礎和臨床醫學研究提供了重大的創新機遇和巨大的市場前景，同時也帶來了風險和挑戰。有一些關鍵的問題有待解決，如納米藥物的藥代動力學、生物分布、毒副作用以及安全性等。這些問題的解決需要物理學家、化學家、生物學家及臨床醫生共同努力來完成。
參 考 文 獻
[1]劉金劍，劉鑒峰.納米材料在核醫學中的應用.國際放射醫學核醫學雜志，2010，34（6）：326-329.
編者按：本文主要從繼續沿用去年先學后教的教學方法；提高對學生掌握知識的要求；進一步加強對學生學習興趣的培養；理論練習實際貫穿到每節課中進行講述。其中，主要包括：先學后教，老師有目的的教學生有目的的學，減少教與學的盲目性、在第一輪復習時就要求學生對知識不僅要理解，還要能用生物術語準確表達、興趣是學習的動力，在老師學習時間縮短的情況下，我們只有最大程度的調動學生學習的積極性主動性，才能真正順利完成我們的復習任務、從各種媒體中獲取生命科學發展中的重大熱點問題、引導學生發現生命現象、生命規律,并用生物學知識來解釋、精心選擇貼近生產、生活的題目,加強學生的閱讀能力、分析能力的培養等，具體材料請詳見：
隨著素質教育的實施，09屆的考試在校學習時間少了兩個月的時間。這新一輪的高三備考是一個很大的考驗。我們準備在以往的基礎上，改進復習策略，具體做法如下：
一：繼續沿用去年先學后教的教學方法
先學后教，老師有目的的教學生有目的的學，減少教與學的盲目性。能夠實現高效課堂和有效課堂。
二：提高對學生掌握知識的要求
高考不僅考察是你對知識的理解程度如何還考察對知識理解的準確度，生物素養（生物術語的準確應用），語言表達能力，所以我們在第一輪復習時就要求學生對知識不僅要理解，還要能用生物術語準確表達。
三：進一步加強對學生學習興趣的培養
興趣是學習的動力，在老師學習時間縮短的情況下，我們只有最大程度的調動學生學習的積極性主動性，才能真正順利完成我們的復習任務，今后“怎樣調動學生的興趣”將納入我們集體的備課的主要內容。
四：理論練習實際貫穿到每節課中
生物學理論知識來源于實踐,是與人類的生存和發展息息相關的一門科學,在人類社會的各個領域中發揮著日益重要的作用。例如,近年的高考中經常出現關于關注熱點的試題。2006年開始，高考的《考試說明》就要求“關注對科學、技術和社會發展有重大影響和意義的生物學新進展”。這類題型重在考查學生對科學、技術、社會三者關系理解方面的內容,同時更是考查學生如何綜合運用生物學的原理、概念和規律來解釋、解決現實生活以及生產實踐中遇到的有關問題的能力。
因此，在平時的復習中,我們應該做到以下幾點從各種媒體中獲取生命科學發展中的重大熱點問題,如人體健康與疾病防治、干細胞技術、生物工程、禽流感、航天生物學、西部大開發等,將生產、生活中的生物學問題融入生物復習教學中,以增強理論與實踐的有機結合,促進學生思維活動的發展;(2)引導學生發現生命現象、生命規律,并用生物學知識來解釋,例如植物施肥過多的“燒苗”問題的分析、生長素可以作為除草劑的原理剖析、無子果實形成的特點分析等;(3)精心選擇貼近生產、生活的題目,加強學生的閱讀能力、分析能力的培養,始終要求學生必須細心閱讀給出的材料,充分聯系教材,圍繞問題進行分析、歸納、綜合和解決問題。
關鍵詞：高分子材料 可降解 生物
我國目前的高分子材料生產和使用已躍居世界前列，每年產生幾百萬噸廢舊物。如此多的高聚物迫切需要進行生物可降解，以盡量減少對人類及環境的污染。生物可降解材料，是指在自然界微生物，如細菌、霉菌及藻類作用下，可完全降解為低分子的材料。這類材料儲存方便，只要保持干燥，不需避光，應用范圍廣，可用于地膜、包裝袋、醫藥等領域。生物可降解的機理大致有以下3 種方式： 生物的細胞增長使物質發生機械性破壞； 微生物對聚合物作用產生新的物質；酶的直接作用，即微生物侵蝕高聚物從而導致裂解。按照上述機理，現將目前研究的幾種主要的可生物可降解的高分子材料介紹如下。
1、生物可降解高分子材料概念及降解機理
生物可降解高分子材料是指在一定的時間和一定的條件下，能被微生物或其分泌物在酶或化學分解作用下發生降解的高分子材料。
生物可降解的機理大致有以下3種方式：生物的細胞增長使物質發生機械性破壞；微生物對聚合物作用產生新的物質；酶的直接作用，即微生物侵蝕高聚物從而導致裂解。一般認為，高分子材料的生物可降解是經過兩個過程進行的。首先，微生物向體外分泌水解酶和材料表面結合，通過水解切斷高分子鏈，生成分子量小于500的小分子量的化合物；然后，降解的生成物被微生物攝入人體內，經過種種的代謝路線，合成為微生物體物或轉化為微生物活動的能量，最終都轉化為水和二氧化碳。
因此，生物可降解并非單一機理，而是一個復雜的生物物理、生物化學協同作用，相互促進的物理化學過程。到目前為止，有關生物可降解的機理尚未完全闡述清楚。除了生物可降解外，高分子材料在機體內的降解還被描述為生物吸收、生物侵蝕及生物劣化等。生物可降解高分子材料的降解除與材料本身性能有關外，還與材料溫度、酶、ph值、微生物等外部環境有關。
2、生物可降解高分子材料的類型
按來源，生物可降解高分子材料可分為天然高分子和人工合成高分子兩大類。按用途分類，有醫用和非醫用生物可降解高分子材料兩大類。按合成方法可分為如下幾種類型。
2.1微生物生產型
通過微生物合成的高分子物質。這類高分子主要有微生物聚酯和微生物多糖，具有生物可降解性，可用于制造不污染環境的生物可降解塑料。如英國ici 公司生產的“biopol”產品。
2.2合成高分子型
脂肪族聚酯具有較好的生物可降解性。但其熔點低，強度及耐熱性差，無法應用。芳香族聚酯(pet) 和聚酰胺的熔點較高，強度好，是應用價值很高的工程塑料，但沒有生物可降解性。將脂肪族和芳香族聚酯(或聚酰胺) 制成一定結構的共聚物，這種共聚物具有良好的性能，又有一定的生物可降解性。
2.3天然高分子型
自然界中存在的纖維素、甲殼素和木質素等均屬可降解天然高分子，這些高分子可被微生物完全降解，但因纖維素等存在物理性能上的不足，由其單獨制成的薄膜的耐水性、強度均達不到要求，因此，它大多與其它高分子，如由甲殼質制得的脫乙酰基多糖等共混制得。
2.4摻合型
在沒有生物可降解的高分子材料中，摻混一定量的生物可降解的高分子化合物，使所得產品具有相當程度的生物可降解性，這就制成了摻合型生物可降解高分子材料，但這種材料不能完全生物可降解。
3、生物可降解高分子材料的開發
3.1生物可降解高分子材料開發的傳統方法
傳統開發生物可降解高分子材料的方法包括天然高分子的改造法、化學合成法和微生物發酵法等。
3.1.1天然高分子的改造法
通過化學修飾和共混等方法，對自然界中存在大量的多糖類高分子，如淀粉、纖維素、甲殼素等能被生物可降解的天然高分子進行改性，可以合成生物可降解高分子材料。此法雖然原料充足，但一般不易成型加工，而且產量小，限制了它們的應用。
3.1.2化學合成法
模擬天然高分子的化學結構，從簡單的小分子出發制備分子鏈上含有酯基、酰胺基、肽基的聚合物，這些高分子化合物結構單元中含有易被生物可降解的化學結構或是在高分子鏈中嵌入易生物可降解的鏈段。化學合成法反應條件苛刻，副產品多，工藝復雜，成本較高。
3.1.3微生物發酵法
許多生物能以某些有機物為碳源，通過代謝分泌出聚酯或聚糖類高分子。但利用微生物發酵法合成產物的分離有一定困難，且仍有一些副產品。
; 3.2生物可降解高分子材料開發的新方法——酶促合成
用酶促法合成生物可降解高分子材料，得益于非水酶學的發展，酶在有機介質中表現出了與其在水溶液中不同的性質，并擁有了催化一些特殊反應的能力，從而顯示出了許多水相中所沒有的特點。
3.3酶促合成法與化學合成法結合使用
酶促合成法具有高的位置及立體選擇性，而化學聚合則能有效的提高聚合物的分子量，因此，為了提高聚合效率，許多研究者已開始用酶促法與化學法聯合使用來合成生物可降解高分子材料
4、生物可降解高分子材料的應用
目前生物可降解高分子材料主要有兩方面的用途：（1）利用其生物可降解性，解決環境污染問題，以保證人類生存環境的可持續發展。通常，對高聚物材料的處理主要有填埋、焚燒和再回收利用等3種方法，但這幾種方法都有其弊端。（2）利用其可降解性，用作生物醫用材料。目前，我國一年約生產3000 多億片片劑與控釋膠囊劑，其中70%以上是上了包衣的表皮，其中包衣片中有80%以上是傳統的糖衣片，而國際上發達國家80%以上使用水溶性高分子材料作薄膜衣片，因此，我國的片劑制造水平與國際先進水平有很大的差距。國外片劑和薄膜衣片多采用羥丙基甲纖維素，羥丙纖維素、丙烯酸樹脂、聚乙烯吡咯烷酮、醋酸纖維素、鄰苯二甲酸醋酸纖維素、羥甲基纖維素鈉、微晶纖維素、羥甲基淀粉鈉等。
參考文獻：
