本發明涉及生物陶瓷支架材料的制備方法。

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，還對術后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。

近年來，以生物材料為基礎的骨組織工程的發展為治療骨缺損提供了新的途徑。骨組織工程包括種子細胞、生長因子和支架材料三個要素。其基本原則是在生長因子和營養液的支持下，種子細胞在特殊材料制成的支架中生長和擴張，最終形成支架引導的三維組織，移植到患者體內，完成缺損組織的重建，并最終替代病變組織的功能。其中三維空間支架可以為細胞的生長提供粘附位點、營養輸送和代謝廢物的排放場所。為了滿足組織的再生和重建，支架的結構必須滿足多孔性、連通性、良好的力學性能以及空隙率要求。另一方面，為了重塑缺損部位的外形，組織支架還必須具有與缺損組織一致的外部形狀和內部構造，特別是對于不規則骨缺損的情況下，需要與病人缺損骨骼數據一致的個體化支架材料。因此，理想的支架是由具有個體化外形和內部呈一定規律分布的微結構組成的復雜三維結構，傳統的制造方法無法解決支架的制造問題。

隨著先進制造技術的不斷發展,出現了基于計算機輔助設計和制作的快速原型技術(rp)，為臨床個體化治療骨缺損提出了一種可能性。三維打印成形技術(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，打印頭在薄層粉末上噴射粘結劑形成二維平面,并逐層堆積成型。將三維打印成形技術于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制造（gukbaekim,etal.2016）。近年來，研究較多的是利用快速成型技術打印三維支架材料，采用該方法在制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，可以制造出適合細胞生長的孔隙結構，并可實現孔隙之間完全貫通及孔隙梯度結構的成形，因此可以直接制造出骨骼內部的仿生微結構（butschera,etal.2011）（seitzh,etal.2005）。

目前在醫學范圍應用較多的三維打印技術主要包括光固化立體成型(sla)、熔融沉積成型（fdm）、選擇性激光燒結（sls）和三維噴印（3dp）等（somanp,etal.2012）。其中sla是基于微滴噴射技術，使用液態光敏樹脂成形制件，用紫外光進行固化的一種工藝。sla工作原理是打印槽形成一平面，打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，并用紫外光照射固化。一層平面打好以后，打印槽下降一平面，重復該過程，層層堆積，最后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打印的面積，精確地改變復合材料的孔隙及孔徑大小，成型精度高，在制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制作方法的趨勢（mazzolia.2013）。

因此我們通過開創性的運用新型sla方法制備二氧化鋯多孔生物骨修復支架不僅可以彌補其他方法成形操作復雜，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，而且制作過程中無需模具，能直接從計算機圖形數據中生成任何形狀的試件。

三維打印（3dp）能根據計算機圖型數據進行模件的打印，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，對采集的信息進行合成三維重建，最終轉換為三維打印機可用的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于光固化3d打印技術個體化定制型的二氧化鋯多孔生物骨修復支架的制備方法，該方法的骨修復生物陶瓷材料符合個體化治療原則，制造工藝時間短，效率高，所制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，本發明采用了以下的技術方案：

一種基于光固化3d打印技術個體化定制型的二氧化鋯多孔生物骨修復支架的制備方法，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軟件轉化為三維打印所用的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打印機中；

4）配制納米級zro2泥漿，加入光敏樹脂，納米級zro2質量百分比為10~20%，采用3d打印機打印，然后通過led紫外光源使樹脂引起聚合反應，材料逐層固化成型，形成復合光敏樹脂初胚；

5）初胚形成后，按以下的步驟進行燒結：

a、烘干及揮發階段：從室溫至70~80℃，升溫時間3~5h，然后保溫時間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℃后無需保溫，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后，之后以-0.6~0.7k/min進行冷卻至室溫。

作為優選，所述的3d打印機打印時設置平面分辨率為40μm，像素（x,y）1920*1080，工作臺大小（x,y,z）76mm*43mm*150mm，層厚25μm，曝光時間為1s，開始打印層厚參數設置為10μm。

作為優選，所述的納米級zro2質量百分比為12~18%。

本發明的第二個目的是提供采用上述的方法制備得到的二氧化鋯多孔生物骨修復支架。

本發明由于采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，制造工藝時間短，效率高，所制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85.37%，平均抗壓強度51.28mpa，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后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后期脫脂燒結所制備的ha/zro2生物陶瓷材料。

圖4zro2多孔生物骨修復支架掃描電鏡圖。

圖5本發明具體實施方式ha/zro2生物陶瓷材料掃描電鏡圖。

圖6本發明具體實施方式ha/zro2生物陶瓷材料粉末xrd分析圖。

圖7本發明具體實施方式ha/zro2生物陶瓷材料mtt試驗od值。

圖8本發明具體實施方式ha/zro2生物陶瓷材料植入物取材后新生骨二、三維ct重建。

具體實施方式

下面以犬股骨干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股骨干骨缺損動物模型

實驗采用雄性成年比格犬，體重7.3±1.2kg，根據犬股骨干骨缺損臨界值15mm，實驗中截去犬股骨中段15mm，建立股骨干缺損模型。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，測量長度后，截去股骨中段15mm(全層包括骨膜)制成骨缺損模型，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，用生理鹽水反復沖洗，確認無器械紗布等殘留后逐層縫合關閉切口。術后青霉素鈉160萬u肌注，每日一次，持續3d，以預防感染，常規飼養。

1.2micro-ct數據采集

將犬股骨干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數據轉化及后期處理

將microct已輸出的dicom數據通過magics軟件進行轉化，具體操作如下：將比格犬股骨干中段ct醫學圖像源三維數據按原始尺寸導入magics軟件，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），對其所在密度范圍進行選取，過濾出骨骼組織。生成的股骨橫切面有時會形成空洞，空洞的產生是由于醫學圖像本身閾值的差別造成的，因此要通過調節閾值范圍或者編輯蒙板工具進行編輯，這樣處理不影響后續計算。經過修補后，選取適當精度，對股骨干所在灰度值進行三維重建，導出三維打印所用的stl文件。

根據所需復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，取犬股骨干中段平均直徑，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，采用填充陣列。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光固化成型打印zro2陶瓷

將犬股骨干ct掃描數據轉化為stl文件并進一步加工處理后，導入至cerafab7500光固化三維打印機中。設置平面分辨率為40μm（635dpi），像素（x,y）1920*1080，工作臺大小（x,y,z）76mm*43mm*150mm，層厚25μm，曝光時間為1s，開始打印層厚參數設置為10μm。配制納米級zro2泥漿，加入光敏樹脂，使zro2與樹脂質量比為15%，導入料桶。根據設定參數啟動打印程序，通過led紫外光源使樹脂引起聚合反應，材料逐層固化成型，形成復合光敏樹脂初胚。初胚形成后，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）烘干及揮發階段：從25℃至75℃，升溫時間4h，升溫速度為0.208k/min，保溫時間6h，使多余水分蒸發。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℃后無需保溫，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℃的最高燒結溫度后，再保溫2h，之后以-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浸涂法制備ha/zro2梯度復合材料

采取浸涂法制備ha/zro2梯度復合材料。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℃后保溫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，甩去多余漿料。100℃電爐中烘干2h，再加熱到900℃，保溫5h，最后加熱到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，重復上述步驟。冷卻后得到ha/zro2梯度復合材料。