一種基於光固化3D列印技術個體化定製型的骨修復生物陶瓷支架材料及其製備方法與流程

2023-05-18 20:19:36 1

本發明涉及生物陶瓷支架材料的製備方法。

背景技術：

隨著創傷骨折及骨腫瘤發生率的逐年增長，創傷及腫瘤造成的骨缺損病患越來越多，但治療上特別是大段骨缺損的治療一直是骨科領域的難題之一。大段骨缺損不但需要的植骨量大，還對術後的力學性能有很高的要求。目前臨床上治療骨缺損運用最廣泛的方法有骨移植術、人工替代物置換、牽拉成骨技術等，但都有各自的局限性。如自體取骨其本身就是對患者的再次損傷，極大增加了患者的痛苦，而且供體骨量有限；異體骨和異種骨又存在來源有限且價格不菲，潛在轉播疾病及免疫排斥反應等一系列問題。骨組織工程學技術的發展雖為骨缺損修復治療注入了新的活力，但對骨大段缺損的治療，仍有其不足之處，克服生物材料自身力學性能，成品模式化及促進生物材料在體內成骨效能這幾方面成為研究的新趨勢和熱點。目前最常用的骨缺損修復材料支架有生物陶瓷、羥基磷灰石(ha)、人工可降解聚合物等（sachlose,etal.2003），但由於沒有單獨的一種材料在生物活性及生物力學性能上可以滿足骨組織工程支架材料的要求，現今研究主要將另一種或多種材料與常用支架材料進行複合，形成的新的生物複合材料以發揮不同結合材料的優勢，彌補單一材料的不足，不但可保證材料有足夠的強度，而且能夠更有效地結合種子細胞或生長因子，以及通過調配具有合適的降解速度以適應於骨的構建。

近年來組織工程支架結構設計的研究已經非常豐富，開發出了許多切實可行的設計方法，但這些具有複雜微結構和個體化外形的組織支架的三維模型要轉化成實際的物理模型還面臨一些實際的困難，設計意圖無法成為現實。支架的製造方法主要有直接快速成形、三維立體編織與澆注成型、發泡、酸鹼中和法等方法，這些方法在材料使用和微結構的實現方面存在一些不足。比如快速成型製造雖然可以直接成型任意複雜結構，非常適合支架的製作，但受成型原理的限制，只能對某些特定生物材料進行成型，而且製造的工藝參數不易控制。之前研究採用幹鋪-燒結的方法研製了一種新型生物複合材料：ha/zro2梯度複合物。該材料不僅具有了羥基磷灰石良好的生物相溶性，同時植入體內後，在體液的作用下，會發生部分降解，游離出人體組織必需的元素鈣和磷，並被人體組織吸收、利用，生長出新的組織，從而使植入體和人體組織獲得良好的結合。結合的第二相顆粒二氧化鋯可以顯著提高材料的斷裂韌性，具有更好的力學強度和抗生物腐蝕性。其平均抗彎強度為898.67mpa，而人體緻密骨的抗彎強度為：120-160mpa，其優良的力學性能可以達到人體每個負重部位的使用要求；材料粗糙的表面是多孔狀的，分布著大小為200~300μm的孔洞。孔洞深淺不一，呈連通狀，表面層中孔隙的存在有助於提高生物材料與新骨的接觸面積，從而增加植入材料與骨結合的強度；同時先前實驗也證明了該材料生物相容性和免疫相容性良好，不具有基因毒性，具有良好的成骨效能優及力學性能，能夠與骨界面形成良好的生物連接，是一種能夠運用與臨床的新型的骨缺損修復材料。但在後期該材料動物實驗中發現幹鋪-燒結法製造材料耗時較長，操作不便，且每次製備的ha/zro2梯度複合材料空隙率不可控制，存在100μm左右的浮動範圍。同時該方法製備需要固定模具，成品樣式固定，不能足夠應付臨床複雜骨缺損的要求，因此需要一種方式來改進位備工藝和體現生物材料治療的個體化需求。

隨著先進位造技術的不斷發展,出現了基於計算機輔助設計和製作的快速原型技術(rp)，為臨床個體化治療骨缺損提出了一種可能性。三維列印成形技術(3dp)是一項新型的快速成型技術，其原理是根據計算機輔助設計（cad）模型，列印頭在薄層粉末上噴射粘結劑形成二維平面,並逐層堆積成型。將三維列印成形技術於ct、mri掃描數據的三維重構技術相結合，通過反求技術，從外形仿生可以實現患者缺損部位假體填充的個性化製造（gukbaekim,etal.2016）。近年來，研究較多的是利用快速成型技術列印三維支架材料，採用該方法在製造仿生骨骼大體外形和微細結構方面，有著其它傳統工藝不可比擬的優勢，可以製造出適合細胞生長的孔隙結構，並可實現孔隙之間完全貫通及孔隙梯度結構的成形，因此可以直接製造出骨骼內部的仿生微結構（butschera,etal.2011）（seitzh,etal.2005）。

目前在醫學範圍應用較多的三維列印技術主要包括光固化立體成型(sla)、熔融沉積成型（fdm）、選擇性雷射燒結（sls）和三維噴印（3dp）等（somanp,etal.2012）。其中sla是基於微滴噴射技術，使用液態光敏樹脂成形製件，用紫外光進行固化的一種工藝。sla工作原理是列印槽形成一平面，列印噴頭沿設定方向以規定速度來回移動，同時噴射實體材料和支撐材料，並用紫外光照射固化。一層平面打好以後，列印槽下降一平面，重複該過程，層層堆積，最後得到一個三維立體材料（liuhaitao,etal.2009）。

sla因其能自動運行，工作穩定，材料利用率高，同時又能定向選擇性地控制列印的面積，精確地改變複合材料的孔隙及孔徑大小，成型精度高，在製作多孔植入體及支架方面尤其獨特的優勢，使其成為近年來生物材料的研究重點，有逐漸替代傳統材料製作方法的趨勢（mazzolia.2013）。

因此我們通過開創性的運用新型sla方法製備ha/zro2梯度複合物不僅可以彌補其他方法成形操作複雜，耗時較長的問題，更能運用計算機結合cad技術來控制成型孔隙的大小形狀及分布，而且製作過程中無需模具，能直接從計算機圖形數據中生成任何形狀的試件。

三維列印（3dp）能根據計算機圖型數據進行模件的列印，因此通過螺旋ct斷層掃描的方法，對骨缺損部位進行逐層掃描，對採集的信息進行合成三維重建，最終轉換為三維印表機可用的cad圖像格式，運用sla技術將生物材料做成需要的個體化的模件，使臨床個性化治療骨缺損成為可能。

技術實現要素：

為了解決上述的技術問題，本發明的目的是提供一種基於光固化3d列印技術個體化定製型的骨修復生物陶瓷支架材料的製備方法，該方法的骨修復生物陶瓷材料符合個體化治療原則，製造工藝時間短，效率高，所製得的材料孔隙率較為精準，誤差小，抗壓、抗彎強度大，生物相容性好。

為了實現上述的目的，本發明採用了以下的技術方案：

一種基於光固化3d列印技術個體化定製型的骨修復生物陶瓷支架材料的製備方法，該方法包括以下的步驟：

1）利用ct二、三維成像技術建立骨骼未受損時的健康狀態圖，再結合等待植入的缺損骨骼狀態圖，分離出需植入的骨骼形態圖，形成dicom格式圖；

2）將ct輸出的dicom數據通過magics軟體轉化為三維列印所用的stl文件，根據所需材料的孔隙率要求，對stl格式文件進行進一步地處理，導出stl文件；

3）將stl文件導入至3d印表機中；

4）配製納米級zro2泥漿，加入光敏樹脂，兩者質量比為1:10~20，採用3d印表機列印，然後通過led紫外光源使樹脂引起聚合反應，材料逐層固化成型，形成複合光敏樹脂初胚；

5）初胚形成後，按以下的步驟進行燒結：

a、烘乾及揮發階段：從室溫至70~80℃，升溫時間3~5h，然後保溫時間5~8h，進而繼續上升溫度直至450~550℃；

b、脫脂及高溫燒結階段：從450~550℃至1200~1300℃時，控制升溫時間7.0~8.0h，速度為1.6~1.8k/min，溫度至1200~1300℃後無需保溫，繼續上升溫度至1400~1500℃，控制升溫速度在3.2~3.5k/min，保溫1.5~2.5h；

c、冷卻階段：達到1400~1500℃的最高燒結溫度保溫後，之後以-0.6~0.7k/min進行冷卻至室溫；

6）設置納米級ha粉末與納米級zro2粉末漿料配比，採取浸塗法製備ha/zro2梯度複合材料；第一層漿料，納米級ha粉末佔漿料質量的百分比為10~15%，納米級zro2粉末佔漿料質量的百分比為25~35%，第一層漿料完成後90~110℃電爐中烘乾1.5~2.5h，再加熱到850~950℃，保溫4~6h，最後加熱到1200~1300℃，保溫0.8~1.5h；第二層漿料，納米級ha粉末佔漿料質量的百分比為30~40%，納米級zro2粉末佔漿料質量的百分比為2~5%，第一層漿料完成後90~110℃電爐中烘乾1.5~2.5h，再加熱到850~950℃，保溫4~6h，最後加熱到1200~1300℃，保溫0.8~1.5h；冷卻後得到ha/zro2梯度複合材料。

作為優選，所述的3d印表機列印時設置平面解析度為40μm，像素（x,y）1920*1080，工作檯大小（x,y,z）76mm*43mm*150mm，層厚25μm，曝光時間為1s，開始列印層厚參數設置為10μm。

作為優選，所述的第一層漿料按質量百分比計由以下的組分構成：

納米級zro2粉末25~35%

納米級ha粉末10~18%

雙蒸水50~60%

磷酸乙酯1.0~2.5%

乙基纖維素0.1~0.5%。

作為再優選，所述的第一層漿料按質量百分比計由以下的組分構成：

納米級zro2粉末30~32%

納米級ha粉末12~15%

雙蒸水50~60%

磷酸乙酯1.0~2.5%

乙基纖維素0.1~0.5%。

作為優選，所述的第二層漿料按質量百分比計由以下的組分構成：

納米級zro2粉末2~5%

納米級ha粉末30~40%

雙蒸水55~65%

磷酸乙酯1.0~2.5%

乙基纖維素0.1~0.5%。

作為再優選，所述的第二層漿料按質量百分比計由以下的組分構成：

納米級zro2粉末3~4%

納米級ha粉末32~36%

雙蒸水56~60%

磷酸乙酯1.0~2.5%

乙基纖維素0.1~0.5%。

本發明的第二個目的是提供採用所述的方法製備得到的骨修復生物陶瓷支架材料。

本發明由於採用了上述的技術方案，該方法的骨修復生物陶瓷材料符合個體化治療原則，製造工藝時間短，效率高，所製得的材料孔隙率較為精準，誤差小，抗壓、抗彎強度大，生物相容性好。其具體數據為平均孔隙率82.46%，平均抗壓強度49.72mpa，體外細胞毒性試驗（mtt）（—）。

附圖說明

圖1本發明具體實施方式microct平掃及三維圖像。

圖2本發明具體實施方式數據後期處理形成的材料三維結構。

圖3本發明具體實施方式光固化成型及後期脫脂燒結所製備的ha/zro2生物陶瓷材料。

圖4本發明具體實施方式ha/zro2生物陶瓷材料掃描電鏡圖。

圖5本發明具體實施方式ha/zro2生物陶瓷材料粉末xrd分析圖。

圖6本發明具體實施方式ha/zro2生物陶瓷材料mtt試驗od值。

圖7本發明具體實施方式ha/zro2生物陶瓷材料植入物取材後新生骨二、三維ct重建。

具體實施方式

下面以犬股骨幹ha/zro2生物陶瓷支架材料為例對本發明進行詳細的說明。

1.1股骨幹骨缺損動物模型

實驗採用雄性成年比格犬，體重7.3±1.2kg，根據犬股骨幹骨缺損臨界值15mm，實驗中截去犬股骨中段15mm，建立股骨幹缺損模型。手術方式：術前12h禁食，用3%的戊巴比妥鈉(1m1/kg)經靜脈麻醉，麻醉完畢，行氣管插管，手術過程持續吸氧。手術區皮膚脫毛、清潔、消毒、鋪巾，取右下肢股外側正中切口約8cm，逐層切開皮膚、皮下組織，電凝止血，顯露大腿肌肉，從肌肉間筋膜間隙行鈍性分離，暴露股骨，測量長度後，截去股骨中段15mm(全層包括骨膜)製成骨缺損模型，行有限接觸鋼板內固定，c-臂形x線機下透視見螺釘長度合適，鋼板固定穩妥，用生理鹽水反覆衝洗，確認無器械紗布等殘留後逐層縫合關閉切口。術後青黴素鈉160萬u肌注，每日一次，持續3d，以預防感染，常規飼養。

1.2micro-ct數據採集

將犬股骨幹骨缺損模型放入動物專用microct，進行容積掃描，ct掃描核定電壓90kv，電流278ua，掃面層厚34.92um。所有圖像經數字接口傳至圖形工作站，以dicom數據格式輸出。

1.3micro-ct數據轉化及後期處理

將microct已輸出的dicom數據通過magics軟體進行轉化，具體操作如下：將比格犬股骨幹中段ct醫學圖像源三維數據按原始尺寸導入magics軟體，設置圖片坐標，使用剖面線工具測量出該部位的密度分布，使用區域增長命令閾值（threshholding），對其所在密度範圍進行選取，過濾出骨骼組織。生成的股骨橫切面有時會形成空洞，空洞的產生是由於醫學圖像本身閾值的差別造成的，因此要通過調節閾值範圍或者編輯蒙板工具進行編輯，這樣處理不影響後續計算。經過修補後，選取適當精度，對股骨幹所在灰度值進行三維重建，導出三維列印所用的stl文件。

根據所需複合材料的孔隙率要求，對stl格式文件進行進一步地處理。調取圖像，取犬股骨幹中段平均直徑，包括外圈直徑14mm，內圈直徑8mm。拉伸中空圓柱，長度設計為15cm，沿長度方向陣列，作樣條曲線，再畫一個球切除實體，沿旋轉陣列，用半球實體切割上平面，採用填充陣列。圓柱切割貫通整個實體，圓柱相交為90°，再延長度進行陣列。保存修改結果，導出stl文件。

1.4光固化成型列印zro2陶瓷

將犬股骨幹ct掃描數據轉化為stl文件並進一步加工處理後，導入至cerafab7500光固化三維印表機中。設置平面解析度為40μm（635dpi），像素（x,y）1920*1080，工作檯大小（x,y,z）76mm*43mm*150mm，層厚25μm，曝光時間為1s，開始列印層厚參數設置為10μm。配製納米級zro2泥漿，加入光敏樹脂，使zro2與樹脂質量比為15%，導入料桶。根據設定參數啟動列印程序，通過led紫外光源使樹脂引起聚合反應，材料逐層固化成型，形成複合光敏樹脂初胚。初胚形成後，對其進一步脫脂燒結處理，此過程中脫脂與燒結同時進行。具體步驟如下：（1）烘乾及揮發階段：從25℃至75℃，升溫時間4h，升溫速度為0.208k/min，保溫時間6h，使多餘水分蒸發。進而繼續上升溫度直至500℃，其中上升到額定溫度時其升溫時間、升溫速度及保溫時間均有差異。（2）脫脂及高溫燒結階段：從500℃至1250℃時,控制升溫時間7.5h，速度為1.677k/min，溫度至1250℃後無需保溫，繼續上升溫度至1450℃，控制升溫速度在3.333k/min，耗時1h，保溫2h。（3）冷卻階段：達到1450℃的最高燒結溫度後，再保溫2h，之後以-0.660k/min進行冷卻，耗時36h至25℃。整個脫脂燒結過程共耗時120.5h。

1.5浸塗法製備ha/zro2梯度複合材料

採取浸塗法製備ha/zro2梯度複合材料。具體步驟如下：第一層漿料配比，31.1%納米級zro2粉末、13.3%納米級ha粉末，53%雙蒸水，1.4%磷酸乙酯，0.2%乙基纖維素。ha加熱至800℃後保溫2h，備用，雙蒸水加熱至50℃，將上述材料混合導入雙蒸水中，充分攪拌。將光固化成型的純zro2陶瓷浸入漿料中使其充分滲透，取出，甩去多餘漿料。100℃電爐中烘乾2h，再加熱到900℃，保溫5h，最後加熱到1250℃，保溫1h。第二層漿料配比，3.9%納米級zro2粉末，35.5%納米級ha粉末，58%雙蒸水，磷酸乙酯與乙基纖維素配比不變，重複上述步驟。冷卻後得到ha/zro2梯度複合材料。