CN110279892B - 一种骨修复材料及其制备方法和应用 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了一种骨修复材料及其制备方法和应用。本发明的骨修复材料按重量份计包括如下组分：脱细胞基质10‑90份，无机相90‑10份；所述骨修复材料具有三维多孔网状结构，通过物理交联制备而成，交联度大于5％。本发明骨修复材料通过将脱细胞纤维基质和无机相混合得到流体状复合材料混合物，然后在‑20℃至‑196℃的温度下预冷冻，最后在0℃以下进行低温辐照制备而成。本发明骨修复材料直接使用或干燥压缩后使用。本发明的骨修复材料不存在任何化学残留，具有优良的成骨性能、降解性、细胞相容性和形状记忆功能。

Description

一种骨修复材料及其制备方法和应用
技术领域
本发明涉及生物医学技术领域，特别涉及一种骨修复材料及其制备方法和应用。
背景技术
骨是人体最大的组织器官之一，承担了生命活动的重要责任，却是最容易引起损伤的部位，每年有数百万的骨组织缺损患者需要接受手术治疗，然而骨缺损修复问题一直是骨科医生面临的难题之一。通常治疗骨缺损一般使用骨移植手术，但是骨移植手术的材料主要有自体骨、异体骨、异种骨和各种人工骨移植替代物。异体骨、异种骨在临床上具有排异反应，交叉感染和伦理问题；传统的生物陶瓷及高分子骨材料具有较好的生物相容性及一定的骨传导性能，但其性能难以满足临床需求；自体骨具有良好的骨诱导活性和无免疫源性，一直是骨移植手术的“金标准”，但其来源有限、需二次手术和增加病人痛苦等缺点限制了其应用。由于以上问题，临床上骨移植手术大部分需要使用骨移植替代物。
因此，研制理想的骨移植替代物一直是骨外科领域重要的课题之一。理想的骨移植替代物应具有以下特点：(1)骨传导性；(2)骨诱导性；(3)良好的生物相容性；(4)可降解性，体内降解速率与新生骨再生速率匹配；(5)具有合适的孔隙率及孔相连结构；(6)良好的力学性能；(7)术中容易操作；(8)使用前易消毒等。
近20年以来，脱细胞生物组织基质作为生物材料，已经得到了重大的发展，并且在各个医疗领域得到了广泛的应用，如皮肤再生，生物补片等。脱细胞生物基质主要是以胶原蛋白为主的一种多成分天然基质，含有多种蛋白及细胞外组分，因此是组织再生的良好材料。胶原是天然骨中有机质的主要成分，大约占90％左右，是成骨过程中成骨细胞分泌的细胞外基质，并且是钙盐沉积的支架和骨基质矿化的促进剂、矿化的模板，还可为成骨细胞的附着提供支架。因此采用主要成分为胶原蛋白的脱细胞基质，具有无毒、低抗原性、良好的生物相容性、生物可降解性和生物可吸收性，能促进细胞迁移、黏附、分化和调节细胞生长，非常适合作为骨修复材料的主要成分。
但未经过交联处理的胶原支架往往具有降解速率过快、易发生收缩形变以及机械性能不足的等缺点，无法满足组织工程支架的要求。目前，胶原支架稳定化处理的方法主要是通过物理或化学的方法对支架进行交联。交联是指胶原分子内部和胶原分子间通过共价键结合实现提高胶原纤维张力和稳定性的目的。
其中，化学交联主要使用的试剂有戊二醛、1,6-己二异氰酸酯(HDI)和碳化二亚胺(EDC)等。中国许多专利例如CN 108404214，CN 104096268，CN 106139255等均涉及到使用化学方法进行交联的骨修复材料。由这些专利转化成的临床产品就包括贝奥路，骼金，骨立方等。这些产品一般均使用毒性较大的化学交联剂如甲醛、己二酸二酰肼、戊二醛、或碳化二亚胺等对胶原蛋白分子链进行交联，以提高胶原蛋白的稳定性以及在体内的降解时间，通过此方法获得的胶原其改性交联度高，且能获得均匀一致的交联，对调节和控制胶原的各种性质均有良好的效果，但是由于交联剂都是化学合成，其本身均具有很高或相对较高的细胞毒性，这使得使用它们进行交联处理的胶原溶液在一定程度上也受到了影响，容易产生细胞毒性并引起炎症及免疫反应。并且，无论是戊二醛还是环氧化合物(乙二醇-乙醚二环氧丙酯)，它们所交联的生物组织在植入后易产生钙化现象，这就削弱了所交联生物组织的机械强度，使植入物变脆、易碎，影响了植入物在体内的使用。物理方法主要有真空干热交联、紫外线和γ射线交联等，其通过刺激纤维中游离氨基的电子云的跃迁从而形成共价键。这些方法的优点是不引入有毒化学物质,能保持胶原良好的生物相容性，缺点是胶原交联度低，且难以获得均匀一致的交联。
综上，本发明针对现有骨修复材料的缺陷以及市场的需求，开发出一种骨修复材料及其制备方法。本发明的骨修复材料具有较高的交联度和良好的生物相容性，生物可降解性和吸收性，并且无任何化学残留，在临床上能够更好地减少不良反应，促进破骨细胞和成骨细胞的分裂生长，促进成骨。
发明内容
针对现有技术的骨修复材料存在化学残留，支架脆性大，韧性小等问题，本发明提供一种骨修复材料，该骨修复材料不存在任何化学残留，具有优良的成骨性能、降解性、细胞相容性和形状记忆功能。本发明进一步提供上述骨修复材料的制备方法。本发明还提供上述骨修复材料的应用方法。
为了达到上述目的，本发明采取以下技术方案：
一种骨修复材料，所述骨修复材料按重量份计包括如下组分：脱细胞基质10-90份，无机相90-10份；所述骨修复材料具有三维多孔网状结构，通过物理交联制备而成，交联度大于5％。
进一步地，所述骨修复材料脱水后复水1-2秒恢复形状。本发明的骨修复材料的良好的形状记忆功能，便于在手术过程中将骨修复材料塞入骨缺损部位，具有良好的操作性。
优选的，所述骨修复材料脱水时间不超过12小时；更优选的，所述脱水时间不超过5分钟。
进一步地，所述物理交联为辐照交联制备而成，辐照交联温度为0℃以下，交联度大于5％；优选的，交联度大于10％；更优选的，交联度大于15％。
进一步地，所述脱细胞基质来源于哺乳动物软组织；优选的，所述脱细胞基质来源于包括猪、牛或者人的软组织；更优选的，所述软组织包括皮肤、肌腱、韧带、小肠系膜、隔膜和血管中的一种或多种。
进一步地，所述无机相包括钙盐、生物玻璃、生物陶瓷、含锶、锌、镁、或硅的矿物质以及含锶、锌、镁或者硅的盐中的一种或多种。
进一步地，所述无机相的粒径为1-500微米。
进一步地，所述钙盐包括羟基磷灰石[Ca5(PO4)3OH]、α-磷酸三钙[α-Ca3(PO4)2]、β-磷酸三钙[β-Ca3(PO4)2]、磷酸氢钙[CaHPO4]、二水合磷酸氢钙[CaHPO4·2H2O]、磷酸二氢钙[Ca(H2PO4)2]、磷酸四钙[Ca4(PO4)2O]、磷酸八钙[Ca8H2(PO4)6·5H2O]、硫酸钙[CaSO4]以及碳酸钙[CaCO3]中的一种或多种。
进一步地，所述脱细胞生物组织基质材料呈微纤维状，微纤维状的脱细胞生物组织基质材料的直径为1-250微米、长度为100-4000微米。
进一步地，所述无机相均匀分散在脱细胞基质中或者无机相以一定梯度分布在脱细胞基质中。
本发明还提供上述骨修复材料的制备方法，包括如下步骤：
(1)将脱细胞纤维基质、无机相和生理盐水混合均匀，得到流体状复合材料的混合物；
(2)将所述流体状复合材料的混合物转移到模具中，并将盛有混合物的模具于-20℃至-196℃的温度下放置1-24小时得到冷冻的混合物；
(3)将冷冻的混合物在0℃以下进行低温辐照，得到骨修复材料。
本发明在冷冻状态下进行低温辐照，在该状态下，水分子凝结成冰，体积增大，对于周边脱细胞纤维基质的胶原蛋白链形成挤压，使得胶原在相同体积的空间内变得更加紧密，使其在相同的辐照剂量下交联度增大。并且在辐照过程中，冰晶状态的水分子充当了辐照保护剂，在一定程度上减少了辐照过程对胶原产生的破坏。
进一步地，所述步骤(2)冷冻之前还包括离心步骤。优选的，所述离心步骤的离心力是500G，离心时间为1-30min。本发明通过离心处理能够缩小骨修复材料的内部孔隙的孔径。
进一步地，所述脱细胞纤维基质通过如下方法得到：
(1)收集哺乳动物软组织原材料，清洗并切割所需规格尺寸的组织材料；所述清洗步骤是为了清除哺乳动物软组织原材料附着的血液及污垢；
(2)将切割好的组织材料进行消毒处理，然后分别用无菌去离子水和无菌生理盐水漂洗；
(3)将组织原材料微纤维化，离心除去无菌去离子水或无菌生理盐水。
(4)将微纤维化后的材料脱细胞，清洗，获得脱细胞纤维基质。所述清洗步骤是为了除去材料上残留的脱氧核糖核酸酶。
(5)将脱细胞后的材料进行除抗原，清洗，获得脱细胞无抗原纤维基质。所述清洗步骤是为了除去材料上残留的α-半乳糖苷酶。
优选的，所述微纤维化通过将组织原材料放入物料仓内进行1000-10000rpm，5-20min的转打。
优选的，所述脱细胞步骤是通过将微纤维化后的材料通过脱氧核糖核酸酶溶液的处理，在摇床上震荡12-48h。
优选的，所述除抗原步骤是通过将脱细胞后的材料通过α-半乳糖苷酶溶液的处理，在摇床上震荡12-48h。
进一步地，所述无机相通过机械粉碎、球磨和过筛制备而成。
进一步地，所述脱细胞纤维基质、无机相与生理盐水的质量比为1-9:1-9：10-30。
进一步地，所述低温辐照的温度为-20℃～-80℃，并且在辐照过程中保持温度不变。
进一步地，所述辐照的辐射线选自γ射线，电子射线或者X射线中的一种。
进一步地，所述辐照剂量为5～40kGy；优选的，所述辐照剂量为20-30kGy。
进一步地，所述步骤(1)中的混合均匀通过振荡器、均化器或超声波仪实现。
本发明还提供一种上述骨修复材料的应用方法，所述骨修复材料直接使用或干燥压缩后使用。
本发明具有以下技术特点：
(1)本发明制备得到的复合材料，相较于一般的胶原支架，其脱细胞基质支架成分更为丰富，能够更好的促进细胞的吸附，并能提供多种细胞迁移，生长，分化所需要的信号。
(2)本发明通过低温辐照，在冰冻状态下进行辐照交联不仅提高其孔隙率，能更好的吸附细胞生长，还使胶原的交联更加紧密，提高材料的交联度；并且其在辐照过程中自然成型，不需二次成型；水分子在辐照过程中承担了保护剂的责任，极大的减少了脱细胞基质内组分在辐照过程中受到的破坏。
(3)本发明的骨修复材料具有优秀的生物相容性，完全的生物可降解性，优异的骨传导性，良好的骨诱导性及成骨性；相较于一般的化学交联，并无任何化学交联剂的残留，并且不造成细胞毒性，避免了炎症及免疫反应。
(4)本发明的骨修复材料具有良好的形状记忆功能，便于在手术过程中将骨修复材料塞入骨缺损部位，具有良好的操作性。
附图说明
图1实施例1骨修复材料的照片(A离心时间0min；B离心时间1min；C离心时间5min；从左到右分别为相机照片、60倍扫描电镜横切照片和MicroCT图)。
图2实施例2骨修复材料的密度随离心转速的扫描电镜横切变化图(离心转速依次为A 0G、B 500G、C 17000G)。
图3实施例3骨修复材料的交联度随辐照剂量的变化图(从左到右辐照剂量依次为10kGy、15kGy、20kGy和30kGy)。
图4实施例4骨修复材料体外矿化扫描电镜图(A降解0周，B降解1周，C降解2周，D降解4周，E降解8周，F为E的放大图)。
图5实施例1(HGRX20-0mmin，HGRX20-1mmin，HGRX20-5mmin)、对比例1和对比例2的SBF降解实验中羟脯氨酸、Ca离子和P离子随时间的释放变化图。
图6实施例1(HGRX20-0mmin，HGRX20-1mmin，HGRX20-5mmin)、对比例1的骨修复材料和未辐照的对比例1的骨修复材料24h I型-胶原酶降解图。
图7实施例1(HGRX20-0min)复水实验结果图(A为失水前材料形状，B为失水后材料形变形状，C为复水后材料形状)。
图8动物大鼠颅骨缺损植入试验结果图(A实施例1的HGRX20-0min；B对比例2；C对比例1)。
具体实施方式
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将对本发明实施例的技术方案进行清楚、完整的描述。显然，所描述的实施例是本发明的一部分实施例，而不是全部的实施例。基于所描述的本发明的实施例，本领域普通技术人员在无需创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明的保护范围。
除非另作定义，本公开所使用的技术术语或者科学术语应当为本发明所属领域内有一般技能的人士所理解的通常意义。
实施例1
将获得的新鲜猪皮进行清洗、裁切后，使用脱氧乙酸，脱氧核糖核酸酶、以及α-半乳糖苷酶进行除菌、脱细胞、去抗原，获得猪真皮脱细胞基质。将脱细胞基质和复合钙盐混合按照脱细胞基质干重与钙盐质量比例为1:2称取钙盐，称取纤维100g，干重为6.75g，称取钙盐13.5g，加入微纤维和钙盐，并加入等量生理盐水于物料仓内，搅拌混合均匀，获得半流体状复合材料。
将复合材料装入模具中，在500G下分别离心0min，1min和5min后，于-20℃下低温贮藏24h后，在保持-20℃的的恒温下进行20kGy(辐照剂量单位)的辐照后，获得孔隙率不同的三组骨修复材料(HGRX20-0min，HGRX20-1min，HGRX20-5min)。骨修复材料的照片参见图1。通过照片可以看出在辐照后材料已经定型，并且整体结构完整；结合其扫描电镜横切面照片和MicroCT图可以看出在相同辐照剂量和离心转速下，随着离心时间的增大，其内部孔隙和孔径均缩小，但都显示出良好的多孔结构。
表1列出实施例1三组样品的性能。
表1骨修复材料性能表征
性能表征 HGRX20-0min HGRX20-1min HGRX20-5min
孔隙率(％) 84.97％ 77.24％ 77.04％
变性温度(℃) 52.26 53.07 52.85
24h胶原酶降解率 83.97％ 77.25％ 79.06％
实施例2
将实施例1中获得的半流体状复合材料装入模具内，分别在常温下静置5min，转速500G和17000G下离心5min后，于-20℃下低温贮藏24h后，在保持-20℃的的恒温下进行20kGy(辐照剂量单位)的辐照后，获得密度不同的三组骨修复材料(HGRX20-0G，HGRX20-500G，HGRX20-17000G)。
对这三组骨修复材料进行密度测定和拍摄电镜图。密度随离心转速的变化参见表2和图2。如表2所示，随着离心转速的增大，材料密度随之增大。如图2所示，随着离心转速的增大，材料间的孔隙逐渐减小，胶原纤维和钙盐的密集程度逐渐增大。
表2列出实施例2三组样品的密度。
表1不同骨修复材料密度
HGRX20-0G HGRX20-500G HGRX20-17000G
密度(g/cm<sup>3</sup>) 0.17 0.23 1.93
实施例3
将获得的新鲜猪皮进行清洗、裁切后，使用脱氧乙酸，脱氧核糖核酸酶、以及α-半乳糖苷酶进行除菌、脱细胞、去抗原，获得猪真皮脱细胞基质。将脱细胞基质和复合钙盐混合按照脱细胞基质干重与钙盐质量比例为1:2称取钙盐，称取纤维100g，干重为6.75g，称取钙盐13.5g，加入微纤维和钙盐，并加入等量生理盐水于物料仓内，搅拌混合均匀，获得半流体状复合材料。
将复合材料装入模具中，在500G下离心0min，于-20℃下低温贮藏24h后，在保持-20℃的的恒温下进行10kGy(辐照剂量单位)、15kGy、20kGy和30kGy的辐照后，获得四组骨修复材料。
将上述的四组骨修复材料均裁切为等质量小块，用研钵研磨成粉末，加入比色皿中，按次序加入1mL5％TNBS水溶液和1mL 4％NaHCO3水溶液，放入40℃水浴锅中反应完全后，加入3mL浓盐酸放入121℃高压灭菌锅内水解1h，取出加入5mL蒸馏水，再用20mL乙醚萃取3次，放入40℃水浴锅内15min，取底层5mL溶液加15mL蒸馏水稀释4倍后测得吸光度。通过对吸光度的计算测得辐照不同剂量的材料的交联度。交联度随辐照剂量的变化参见图3。如图3所示，可以明显看出，交联度随辐照剂量的增大而增大。
实施例4
将实施例1中孔隙率不同的三组材料均裁切为等质量小块，放入EP管中，加入4mLSBF模拟体液，放入37℃，100rpm气浴摇床内模拟体外矿化8周，8周时取出浸泡在SBF模拟体液中的材料，用蒸馏水洗涤3次，每次5min，然后将其冻干，对冻干样品表面进行场发射电镜拍摄，观察其表面的外貌及羟基磷灰石晶体的形成情况。如图4所示，材料的矿化遵循从晶核生长成结晶的过程。在早期，首先在材料表面的结核位点生成少量的羟基磷灰石晶核，不均匀分布于材料表面及孔的周围；4周后，可见大量羟基磷灰石结晶分布于材料表面；6周时，羟基磷灰石结晶进一步增加，并且更加密集；8周后，可观察到成片的羟基磷灰石形成连续的涂层，分布在材料表面。由此可见，通过冷冻辐照交联制备的骨修复材料，可在体外有效诱导羟基磷灰石的形成，显示其良好的生物活性。
对比例1
根据实施例1的步骤制备得到半流体状复合材料，然后将复合材料装入模具中，在-20℃下冷冻24h后，放入冻干机内冷冻干燥48h，结束后在室温下进行20kGy的辐照灭菌，得到干态骨修复材料。
对比例2
从北京奥精公司购买的矿化胶原人工骨膜(骼金)。
实施例5
对比本发明实施例1、对比例1以及对比例2的胶原蛋白降解情况。
将实施例1中孔隙率不同的三组材料、对比例1和对比例2均裁切为等质量小块(此处为100±0.3mg)，放入EP管中，加入4mL SBF模拟体液，放入37℃，100rpm气浴摇床内模拟体内降解8周，按时间点2h，4h，8h，12h，24h，48h，96h，1周，2周，3周，4周，5周，6周，7周，8周分别取出3mL的SBF溶液，再加入3mL的SBF模拟体液后，继续放入气浴摇床内降解，直到第8周结束。
将取出后的SBF模拟体液离心，取上清液按不同时间点检测羟脯氨酸含量，钙离子和磷酸根离子含量，来计算不同材料在不同时间点的材料降解速率和钙盐释放速率，绘制成释放曲线图。
如图5所示，可以看出对比例2骼金在SBF中浸泡56天后，其胶原蛋白的降解率为10％左右，而对比例1干态骨修复材料HG在同时间段内的降解率为35％左右，表明采用化学交联的骼金的交联度远高于干态辐照材料HG。对比地，本发明实施例1制备的骨修复材料HGRX普遍显示出在SBF中较低的降解速率，其56天的胶原蛋白降解率低于5％。这说明采用冰冻辐照的方法，可降低其降解速率。
同时，可以从图5中看出测试的材料表现出对于钙磷离子的不同吸收状态：对比例2骼金从放入模拟液中便开始后迅速吸附大量钙磷离子，导致SBF中的钙离子浓度迅速降低；而HG组中钙磷离子的浓度变化不明显。相对地，HGRX组中普遍发现，其钙磷离子浓度呈现迅速下降的趋势。通过Ca离子释放曲线对比图可以看出实施例1的三组材料其吸收的钙离子幅度远大于在干态骨修复材料，并且在8周结束终点时的释放百分率和骼金基本持平，但是原本实施例1的三组材料其钙含量远高于骼金，因此在相同质量下，其吸收的钙离子远比骼金要多。
通过磷酸根离子释放曲线的对比图来看，实施例1的三组骨修复材料释放磷酸根离子数量高于在干态骨修复材料，并且远高于骼金，说明本发明的骨修复材料HGRX可有效地诱导材料吸收钙磷离子生成羟基磷灰石晶体，显示其良好的成骨能力。
实施例6
将实施例1中孔隙率不同的三组材料、对比例1和未辐照的对比例1均裁切为等质量小块(此处为100±0.3mg)，放入EP管中，加入1.2mL 50U/mL的I型胶原酶溶液，放入37℃，60rpm气浴摇床内进行酶降解24h，按时间点2h，4h，8h，12h，24h分别取出对应时间点的样品，离心后取上层清液进行羟脯氨酸检测，获得不同时间点材料的降解速率，绘制成降解曲线。
如图6所示，实施例1三组材料在酶作用下的降解速率低于对比例1干态骨修复材料，高于未辐照的对比例1骨修复材料，说明其在酶催化下的耐降解性能强于对比例1的干态骨修复材料，低于未辐照的对比例1骨修复材料。
实施例7
将实施例1中的材料用小刀裁切成如图7A所示的Z字形后，用力挤压该材料，使其形变，如图7B所示，材料流失大部分水份，并且常温下放置5min后无法自行恢复原先形状，将变形后的材料放入纯化水中，2秒以后恢复成原先的Z字型，如图7C所示。
该实验结果说明，该材料具有形状记忆功能，能够在短时间内失水后，复水恢复成原先形状。
实施例8
在SPF(无特定病原体动物)级别的SD大鼠用骨钻沿颅骨中心线左右两侧各制备一处全层颅骨缺损，直径为6mm的圆形缺损，将实施例1中离心0min中(HGRX20-0min)的无菌的骨修复材料裁切成直径为6mm，厚度约为0.2mm，填入骨缺损处。作为实验参照组，将骼金的骨修复材料和HG干态骨修复材料也裁切成同等大小厚度的圆片，并植入骨缺损处。6周后人道处死大鼠，将大鼠颅骨取出，剔除大量软组织，并在10％的福尔马林溶液中固定48h，采用常规X线拍片观察，对缺损部位进行正位摄X线片观察。图8中的A、B和C分别为对比例2骼金植入物、实施例1植入物和对比例1，如图8A所示，可以看出移植了骼金的大鼠颅骨缺损处，仅观察到极少量的新骨生成，并且只出现在缺损左侧；图8B中可以看出移植了实施例1骨修复材料的缺损，大于90％的缺损面积被新骨填充，基本达到完全修复；图8C中可以看出移植了对比例1骨修复材料的缺损，生成了部分新骨，新骨大约覆盖了三分之一的缺损。实验结果显示本发明的骨修复材料在新骨形成性能上优于对比例2和对比例1，能够在缺损处形成远高于对比例2和对比例1的新骨量。
以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明方法及其核心思想。应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以对本发明进行若干改进和修饰，这些改进和修饰也落入本发明权利要求保护范围内。

Claims (9)

1.一种骨修复材料，其特征在于，所述骨修复材料按重量份计包括如下组分：脱细胞基质10-90份，无机相90-10份；所述骨修复材料具有三维多孔网状结构，通过物理交联制备而成，交联度大于5%；所述骨修复材料的制备方法包括以下步骤：
（1）将脱细胞纤维基质、无机相和生理盐水混合均匀，得到流体状复合材料的混合物；
（2）将所述流体状复合材料的混合物转移到模具中，并将盛有混合物的模具于-20℃至-196℃的温度下放置1-24小时得到冷冻的混合物；
（3）将冷冻的混合物在0℃以下进行低温辐照，得到骨修复材料, 所述低温辐照的温度为-20℃~-80℃，并且在辐照过程中保持温度不变，辐照剂量为5~40kGy。
2.根据权利要求1所述的骨修复材料，其特征在于，所述骨修复材料脱水后复水1-2秒恢复形状。
3.根据权利要求1所述的骨修复材料，其特征在于，所述脱细胞基质来源于哺乳动物软组织。
4.根据权利要求3所述的骨修复材料，其特征在于，所述脱细胞基质来源于猪、牛或者人的软组织。
5.根据权利要求4所述的骨修复材料，其特征在于，所述软组织包括皮肤、肌腱、韧带、小肠系膜、隔膜和血管中的一种或多种。
6.根据权利要求1所述的骨修复材料，其特征在于，所述无机相包括钙盐、生物玻璃、生物陶瓷、含锶、锌、镁、或硅的矿物质以及含锶、锌、镁或者硅的盐中的一种或多种。
7.根据权利要求1所述的骨修复材料，其特征在于，所述无机相的粒径为1-500微米。
8.根据权利要求1所述的骨修复材料，其特征在于，所述步骤（2）冷冻之前还包括离心步骤；所述离心步骤的离心力是500G，离心时间为1-30min。
9. 根据权利要求1所述的骨修复材料，其特征在于，所述辐照剂量为20-30 kGy。
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