本發(fā)明涉及生物陶瓷支架材料的制備方法。

背景技術(shù)：

隨著創(chuàng)傷骨折及骨腫瘤發(fā)生率的逐年增長，創(chuàng)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(lǐng)域的難題之一。大段骨缺損不但需要的植骨量大，還對術(shù)后的力學(xué)性能有很高的要求。目前臨床上治療骨缺損運(yùn)用最廣泛的方法有骨移植術(shù)、人工替代物置換、牽拉成骨技術(shù)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(zhuǎn)播疾病及免疫排斥反應(yīng)等一系列問題。骨組織工程學(xué)技術(shù)的發(fā)展雖為骨缺損修復(fù)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(xué)性能，成品模式化及促進(jìn)生物材料在體內(nèi)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(fù)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），但由于沒有單獨(dú)的一種材料在生物活性及生物力學(xué)性能上可以滿足骨組織工程支架材料的要求，現(xiàn)今研究主要將另一種或多種材料與常用支架材料進(jìn)行復(fù)合，形成的新的生物復(fù)合材料以發(fā)揮不同結(jié)合材料的優(yōu)勢，彌補(bǔ)單一材料的不足，不但可保證材料有足夠的強(qiáng)度，而且能夠更有效地結(jié)合種子細(xì)胞或生長因子，以及通過調(diào)配具有合適的降解速度以適應(yīng)于骨的構(gòu)建。

近年來組織工程支架結(jié)構(gòu)設(shè)計的研究已經(jīng)非常豐富，開發(fā)出了許多切實可行的設(shè)計方法，但這些具有復(fù)雜微結(jié)構(gòu)和個體化外形的組織支架的三維模型要轉(zhuǎn)化成實際的物理模型還面臨一些實際的困難，設(shè)計意圖無法成為現(xiàn)實。支架的制造方法主要有直接快速成形、三維立體編織與澆注成型、發(fā)泡、酸堿中和法等方法，這些方法在材料使用和微結(jié)構(gòu)的實現(xiàn)方面存在一些不足。比如快速成型制造雖然可以直接成型任意復(fù)雜結(jié)構(gòu)，非常適合支架的制作，但受成型原理的限制，只能對某些特定生物材料進(jìn)行成型，而且制造的工藝參數(shù)不易控制。之前研究采用干鋪-燒結(jié)的方法研制了一種新型生物復(fù)合材料：ha/zro2梯度復(fù)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(nèi)后，在體液的作用下，會發(fā)生部分降解，游離出人體組織必需的元素鈣和磷，并被人體組織吸收、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(jié)合。結(jié)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(xué)強(qiáng)度和抗生物腐蝕性。其平均抗彎強(qiáng)度為898.67mpa，而人體致密骨的抗彎強(qiáng)度為：120-160mpa，其優(yōu)良的力學(xué)性能可以達(dá)到人體每個負(fù)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于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(jié)合的強(qiáng)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(yōu)及力學(xué)性能，能夠與骨界面形成良好的生物連接，是一種能夠運(yùn)用與臨床的新型的骨缺損修復(fù)材料。但在后期該材料動物實驗中發(fā)現(xiàn)干鋪-燒結(jié)法制造材料耗時較長，操作不便，且每次制備的ha/zro2梯度復(fù)合材料空隙率不可控制，存在100μm左右的浮動范圍。同時該方法制備需要固定模具，成品樣式固定，不能足夠應(yīng)付臨床復(fù)雜骨缺損的要求，因此需要一種方式來改進(jìn)制備工藝和體現(xiàn)生物材料治療的個體化需求。

隨著先進(jìn)制造技術(shù)的不斷發(fā)展,出現(xiàn)了基于計算機(jī)輔助設(shè)計和制作的快速原型技術(shù)(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(shù)(3dp)是一項新型的快速成型技術(shù)，其原理是根據(jù)計算機(jī)輔助設(shè)計（cad）模型，打印頭在薄層粉末上噴射粘結(jié)劑形成二維平面,并逐層堆積成型。將三維打印成形技術(shù)于ct、mri掃描數(shù)據(jù)的三維重構(gòu)技術(shù)相結(jié)合，通過反求技術(shù)，從外形仿生可以實現(xiàn)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(shù)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(xì)結(jié)構(gòu)方面，有著其它傳統(tǒng)工藝不可比擬的優(yōu)勢，可以制造出適合細(xì)胞生長的孔隙結(jié)構(gòu)，并可實現(xiàn)孔隙之間完全貫通及孔隙梯度結(jié)構(gòu)的成形，因此可以直接制造出骨骼內(nèi)部的仿生微結(jié)構(gòu)（butschera,etal.2011）（seitzh,etal.2005）。

目前在醫(yī)學(xué)范圍應(yīng)用較多的三維打印技術(shù)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(jié)（sls）和三維噴?。?dp）等（somanp,etal.2012）。其中sla是基于微滴噴射技術(shù)，使用液態(tài)光敏樹脂成形制件，用紫外光進(jìn)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(shè)定方向以規(guī)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(fù)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(yùn)行，工作穩(wěn)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(fù)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(dú)特的優(yōu)勢，使其成為近年來生物材料的研究重點，有逐漸替代傳統(tǒng)材料制作方法的趨勢（mazzolia.2013）。

因此我們通過開創(chuàng)性的運(yùn)用新型sla方法制備ha/zro2梯度復(fù)合物不僅可以彌補(bǔ)其他方法成形操作復(fù)雜，耗時較長的問題，更能運(yùn)用計算機(jī)結(jié)合cad技術(shù)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(jī)圖形數(shù)據(jù)中生成任何形狀的試件。

三維打?。?dp）能根據(jù)計算機(jī)圖型數(shù)據(jù)進(jìn)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(jìn)行逐層掃描，對采集的信息進(jìn)行合成三維重建，最終轉(zhuǎn)換為三維打印機(jī)可用的cad圖像格式，運(yùn)用sla技術(shù)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(shù)實現(xiàn)要素：

為了解決上述的技術(shù)問題，本發(fā)明的目的是提供一種基于光固化3d打印技術(shù)個體化定制型的骨修復(fù)生物陶瓷支架材料的制備方法，該方法的骨修復(fù)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(zhǔn)，誤差小，抗壓、抗彎強(qiáng)度大，生物相容性好。

為了實現(xiàn)上述的目的，本發(fā)明采用了以下的技術(shù)方案：

一種基于光固化3d打印技術(shù)個體化定制型的骨修復(fù)生物陶瓷支架材料的制備方法，該方法包括以下的步驟：

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

2）將ct輸出的dicom數(shù)據(jù)通過magics軟件轉(zhuǎn)化為三維打印所用的stl文件，根據(jù)所需材料的孔隙率要求，對stl格式文件進(jìn)行進(jìn)一步地處理，導(dǎo)出stl文件；

3）將stl文件導(dǎo)入至3d打印機(jī)中；

4）配制納米級zro2泥漿，加入光敏樹脂，兩者質(zhì)量比為1:10~20，采用3d打印機(jī)打印，然后通過led紫外光源使樹脂引起聚合反應(yīng)，材料逐層固化成型，形成復(fù)合光敏樹脂初胚；

5）初胚形成后，按以下的步驟進(jìn)行燒結(jié)：

a、烘干及揮發(fā)階段：從室溫至70~80℃，升溫時間3~5h，然后保溫時間5~8h，進(jìn)而繼續(xù)上升溫度直至450~550℃；

b、脫脂及高溫?zé)Y(jié)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(xù)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(dá)到1400~1500℃的最高燒結(jié)溫度保溫后，之后以-0.6~0.7k/min進(jìn)行冷卻至室溫；

6）設(shè)置納米級ha粉末與納米級zro2粉末漿料配比，采取浸涂法制備ha/zro2梯度復(fù)合材料；第一層漿料，納米級ha粉末占漿料質(zhì)量的百分比為10~15%，納米級zro2粉末占漿料質(zhì)量的百分比為25~35%，第一層漿料完成后90~110℃電爐中烘干1.5~2.5h，再加熱到850~950℃，保溫4~6h，最后加熱到1200~1300℃，保溫0.8~1.5h；第二層漿料，納米級ha粉末占漿料質(zhì)量的百分比為30~40%，納米級zro2粉末占漿料質(zhì)量的百分比為2~5%，第一層漿料完成后90~110℃電爐中烘干1.5~2.5h，再加熱到850~950℃，保溫4~6h，最后加熱到1200~1300℃，保溫0.8~1.5h；冷卻后得到ha/zro2梯度復(fù)合材料。

作為優(yōu)選，所述的3d打印機(jī)打印時設(shè)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(shù)設(shè)置為10μm。

作為優(yōu)選，所述的第一層漿料按質(zhì)量百分比計由以下的組分構(gòu)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(yōu)選，所述的第一層漿料按質(zhì)量百分比計由以下的組分構(gòu)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(yōu)選，所述的第二層漿料按質(zhì)量百分比計由以下的組分構(gòu)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(yōu)選，所述的第二層漿料按質(zhì)量百分比計由以下的組分構(gòu)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(fā)明的第二個目的是提供采用所述的方法制備得到的骨修復(fù)生物陶瓷支架材料。

本發(fā)明由于采用了上述的技術(shù)方案，該方法的骨修復(fù)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(zhǔn)，誤差小，抗壓、抗彎強(qiáng)度大，生物相容性好。其具體數(shù)據(jù)為平均孔隙率82.46%，平均抗壓強(qiáng)度49.72mpa，體外細(xì)胞毒性試驗（mtt）（—）。

附圖說明

圖1本發(fā)明具體實施方式microct平掃及三維圖像。

圖2本發(fā)明具體實施方式數(shù)據(jù)后期處理形成的材料三維結(jié)構(gòu)。

圖3本發(fā)明具體實施方式光固化成型及后期脫脂燒結(jié)所制備的ha/zro2生物陶瓷材料。

圖4本發(fā)明具體實施方式ha/zro2生物陶瓷材料掃描電鏡圖。

圖5本發(fā)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(fā)明具體實施方式ha/zro2生物陶瓷材料mtt試驗od值。

圖7本發(fā)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(fā)明進(jìn)行詳細(xì)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(jù)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(shù)方式：術(shù)前12h禁食，用3%的戊巴比妥鈉(1m1/kg)經(jīng)靜脈麻醉，麻醉完畢，行氣管插管，手術(shù)過程持續(xù)吸氧。手術(shù)區(qū)皮膚脫毛、清潔、消毒、鋪巾，取右下肢股外側(cè)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(nèi)固定，c-臂形x線機(jī)下透視見螺釘長度合適，鋼板固定穩(wěn)妥，用生理鹽水反復(fù)沖洗，確認(rèn)無器械紗布等殘留后逐層縫合關(guān)閉切口。術(shù)后青霉素鈉160萬u肌注，每日一次，持續(xù)3d，以預(yù)防感染，常規(guī)飼養(yǎng)。

1.2micro-ct數(shù)據(jù)采集

將犬股骨干骨缺損模型放入動物專用microct，進(jìn)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(jīng)數(shù)字接口傳至圖形工作站，以dicom數(shù)據(jù)格式輸出。

1.3micro-ct數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)化及后期處理

將microct已輸出的dicom數(shù)據(jù)通過magics軟件進(jìn)行轉(zhuǎn)化，具體操作如下：將比格犬股骨干中段ct醫(yī)學(xué)圖像源三維數(shù)據(jù)按原始尺寸導(dǎo)入magics軟件，設(shè)置圖片坐標(biāo)，使用剖面線工具測量出該部位的密度分布，使用區(qū)域增長命令閾值（threshholding），對其所在密度范圍進(jìn)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(chǎn)生是由于醫(yī)學(xué)圖像本身閾值的差別造成的，因此要通過調(diào)節(jié)閾值范圍或者編輯蒙板工具進(jìn)行編輯，這樣處理不影響后續(xù)計算。經(jīng)過修補(bǔ)后，選取適當(dāng)精度，對股骨干所在灰度值進(jìn)行三維重建，導(dǎo)出三維打印所用的stl文件。

根據(jù)所需復(fù)合材料的孔隙率要求，對stl格式文件進(jìn)行進(jìn)一步地處理。調(diào)取圖像，取犬股骨干中段平均直徑，包括外圈直徑14mm，內(nèi)圈直徑8mm。拉伸中空圓柱，長度設(shè)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(zhuǎn)陣列，用半球?qū)嶓w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(jìn)行陣列。保存修改結(jié)果，導(dǎo)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(shù)據(jù)轉(zhuǎn)化為stl文件并進(jìn)一步加工處理后，導(dǎo)入至cerafab7500光固化三維打印機(jī)中。設(shè)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(shù)設(shè)置為10μm。配制納米級zro2泥漿，加入光敏樹脂，使zro2與樹脂質(zhì)量比為15%，導(dǎo)入料桶。根據(jù)設(shè)定參數(shù)啟動打印程序，通過led紫外光源使樹脂引起聚合反應(yīng)，材料逐層固化成型，形成復(fù)合光敏樹脂初胚。初胚形成后，對其進(jìn)一步脫脂燒結(jié)處理，此過程中脫脂與燒結(jié)同時進(jìn)行。具體步驟如下：（1）烘干及揮發(fā)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(fā)。進(jìn)而繼續(xù)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?zé)Y(jié)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(xù)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(dá)到1450℃的最高燒結(jié)溫度后，再保溫2h，之后以-0.660k/min進(jìn)行冷卻，耗時36h至25℃。整個脫脂燒結(jié)過程共耗時120.5h。

1.5浸涂法制備ha/zro2梯度復(fù)合材料

采取浸涂法制備ha/zro2梯度復(fù)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(dǎo)入雙蒸水中，充分?jǐn)嚢?。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(fù)上述步驟。冷卻后得到ha/zro2梯度復(fù)合材料。