针对多孔生物陶瓷骨支架力学强度差的问题, 结合生物可降解镁合金良好的力学性能, 提出了一种制备双管道镁合金/生物陶瓷复合增强骨支架的方法。首先设计具有互不连通双管道的支架结构, 然后利用光固化快速成型结合凝胶注模法制备具有双管道的生物陶瓷支架, 再利用低压铸造法向双管道生物陶瓷支架的次级管道中灌注熔化的AZ31镁合金, 镁合金固化后即得到镁合金/生物陶瓷复合骨支架。支架压缩实验测得单管道生物陶瓷支架的压缩强度为(9.76±0.64)MPa, 而镁合金/生物陶瓷复合骨支架的压缩强度为(17.25±0.88)MPa。镁合金/生物陶瓷复合骨支架具有明显的力学增强能力。
引用本文： 李常海, 连芩, 庄佩, 王军忠, 李涤尘. 光固化快速成型双管道镁合金/生物陶瓷复合增强骨支架的力学性能研究. 生物医学工程学杂志, 2015, 32(1): 77-81. doi: 10.7507/1001-5515.20150014 复制
引言
骨组织工程为修复病变或损伤组织提供了一个新思路, 能使组织的初始状态和功能得到恢复[1]。骨组织工程中具有生物相容性的支架作为一个可控的细胞外环境供细胞附着、分化以及组织生成[2]。生物可降解支架在组织再生期间为细胞生长提供结构支撑，它们最终被吸收, 只留下新生成的组织[3]。具有与植入部位相匹配的足够的力学性能是支架需要满足的主要的特征之一[4]。
β-磷酸三钙(β-tricalcium phosphate, β-TCP)具有良好的生物相容性、可降解性以及骨传导性[5]，是一种很好的骨修复材料。但是，力学强度不足严重限制了多孔β-TCP支架的临床应用。近年来很多研究致力于提高β-TCP支架的力学强度[6, 7, 8]。最近，Martínez-Vázquez等[3]将多孔β-TCP支架分别放入熔化了的聚乳酸(polylactic acid，PLA)和聚己内酯(polycaprolactone，PCL)中，让PLA和PCL浸入到支架孔隙中，提高了支架的压缩强度，并且指出了弹性模量较高的PLA比PCL对力学强度提高的效果更明显，但是所有宏观孔隙中都充满了聚合物，所以组织长入支架只能等部分PLA和PCL降解后才能进行。
由于镁及其合金具有优良的生物相容性、生物可降解性以及和自然骨相近的模量[9]，其在骨组织工程领域越来越受到关注。镁在人体内大量存在，并且参与许多代谢反应和生理机能[10]。许多动物实验和临床报道表明镁在人体内的降解产物是无毒的，而且过多的镁会通过肾脏排出[11]。与有机聚合物相比，镁及其合金具有更高的弹性模量和强度，而且文献[12]发现相对于有机聚合物植入物，镁合金植入物周围有更多的骨生成和矿物质沉积。
本文首先设计并优化了具有互不连通双管道(初级管道和次级管道)的支架结构，然后利用光固化快速成型技术结合凝胶注模法制备优化的双管道生物陶瓷支架，再利用低压铸造法向双管道支架的次级管道中灌入熔化的AZ31镁合金(3%wt Al，1%wt Zn)，冷却后得到镁合金/生物陶瓷复合骨支架。支架的初级管道用于细胞附着、组织长入以及物质营养代谢，次级管道中灌注的镁合金用于提高支架的力学强度。本文还对复合骨支架的形貌以及力学性能进行评价。
1 材料与方法
1.1 支架的结构设计与优化
本文设计的镁合金/生物陶瓷复合骨支架的结构如图 1所示，外部尺寸为9 mm×9 mm×9.6 mm，支架内部具有两级管道，称之为初级管道和次级管道，管道直径为600μm。两级管道的功能不同，为了防止向次级管道灌注镁合金时灌入初级管道，所以两级管道互不相通。
图1
镁合金/生物陶瓷复合支架模型
Figure1.
Mould of magnesium alloy/bioceramics composite scaffold
图 2为单管道(只具有初级管道)生物陶瓷支架模型，与镁合金/生物陶瓷复合骨支架相比，具有相同的外形尺寸和初级管道，作为对照组来研究镁合金/生物陶瓷复合骨支架的力学性能。
图2
单管道生物陶瓷支架模型
Figure2.
Mould of bioceramics scaffold with single channel
1.2 支架的制备
本文镁合金/生物陶瓷复合支架的制备包括两个过程，即利用光固化快速成型结合凝胶注模法制备双管道生物陶瓷支架，然后利用低压铸造法向支架的次级管道中灌注镁合金。
本文所使用的β-TCP生物陶瓷粉末，颗粒粒径约为2μm，购自上海贝奥路生物材料有限公司，生物陶瓷支架的制备利用凝胶注模法，过程与文献[13]中相似。首先根据具有双管道的支架模型，运用布尔运算得到支架负型模型，将负型模型数据导入光固化快速成型机(SPS450, 西安交通大学)制造出树脂模具。将有机单体(丙烯酰胺)、交联剂(N，N-二甲基双丙烯酰胺)和溶剂(去离子水)混合后得到预混液，向预混液中添加β-TCP生物陶瓷粉末和分散剂(聚丙烯酰胺)，搅拌均匀后添加引发剂(过硫酸铵)和催化剂(N，N，N，N-四甲基酰胺)，得到生物陶瓷浆料。将生物陶瓷浆料灌注到树脂模具中，固化后在真空冷冻干燥机中进行干燥，然后放入高温电阻炉，以10℃/h的升温速率升至360℃进行脱模，再以60℃/h的升温速率升至600℃烧掉有机物，最后以300℃/h的升温速率升至1 150℃，保温3 h，得到具有互不连通两级管道的β-TCP生物陶瓷支架。
本文所使用的镁合金型号为AZ31(铝3%，锌1%，其余为镁)，利用低压铸造的方法将熔化的镁合金灌注到β-TCP生物陶瓷支架的次级管道中，其原理如图 3所示，在坩埚内熔化的镁合金液面上加压，在固定支架的装置上部抽真空，由于镁合金性质非常活泼，在空气中高温下易燃烧，所以本文加压气体选用不与其反应的氩气，经过多次实验，确定镁合金的灌注温度为800℃，加压气压P1为0.01 MPa，真空度P2为-0.01 MPa。
图3
低压铸造法向陶瓷支架次级管道灌注镁合金原理图
Figure3.
Principle of low-pressure cast to perfuse magnesium alloy into secondary channels of scaffold
1.3 性能检测
1.3.1 形貌观测
利用游标卡尺测量单纯生物陶瓷支架的外观尺寸(n=5)。利用光学影像量测仪(3DFAMILY VME040030020000)对支架内部管道进行观测和尺寸测量，利用高倍数码显微镜(keyence VHX-600)进一步观测支架内部管道结构和支架界面结构。
1.3.2 力学压缩性能
将单管道生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架样本(n=5)利用微机控制电子万能试验机(深圳市新三思材料检测有限公司)进行静态压缩力学测定，压缩加载速度为0.5 mm/min，温度为室温。
2 实验结果
图 4(a)和(b)分别为制备的单纯生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架，从图 4(b)中看出生物陶瓷支架的次级管道灌注了镁合金。利用游标卡尺测量的支架的外观尺寸如表 1所示，支架边长为(8.24±0.06)mm，高度为(8.72±0.12)mm，相对于设计尺寸均有一定的收缩。
图4
制备的支架
(a)单管道生物陶瓷支架；(b)镁合金/生物陶瓷复合支架
Figure4. Scaffolds prepared(a) bioceramics scaffold with single channels; (b) magnesium alloy/bioceramics composite scaffold
表1
支架的外形尺寸
Table1.
Dimensions of the scaffold
图 5为利用光学影像量测仪对单管道生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架观测的支架孔道外观照片，从照片中看到制造的支架孔道分布与设计的相同，镁合金/生物陶瓷复合支架的次级管道中填充了AZ31镁合金。光学影像量测仪可以很方便的测量结构尺寸，利用光学影像量测仪对支架的孔径进行拟合，如图 5(a)，然后进行测量，并对相邻管道间的距离进行测量，结果如表 2所示，从表中看出，管道直径与设计尺寸相比偏大，管道间的距离与设计尺寸相比偏小。
表2
生物陶瓷支架管道结构尺寸
Table2.
Dimensions of the channels of bioceramics scaffold
图5
支架孔道
(a)单管道生物陶瓷支架；(b)镁合金/生物陶瓷复合支架
Figure5. Channels of the scaffold(a) the bioceramics scaffold with single channels; (b) magnesium alloy/bioceramics composite scaffold
图 6为复合支架中β-TCP生物陶瓷与镁合金界面处的光学显微镜照片，可见β-TCP生物陶瓷和镁合金结合紧密，镁合金充满了支架的次级管道。
图6
β-TCP生物陶瓷与镁合金界面
Figure6.
Interface ofβ-TCP bioceramics and magnesium alloy
图 7为典型的单管道生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架的力学压缩应力-应变曲线。表 3为单管道生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架的压缩强度。单管道生物陶瓷支架的最大压缩强度为(9.76±0.64)MPa，镁合金/生物陶瓷复合支架的最大压缩强度为(17.25±0.88)MPa。
图7
典型支架的应力-应变曲线
Figure7.
Stress-strain curve of typical scaffold
表3
支架压缩强度
Table3.
Compression strength of the scaffold
3 讨论
具有一定的力学强度是骨支架所必需的条件，单纯的β-TCP生物陶瓷支架力学强度很难满足需要。生物可降解镁合金具有良好的力学强度，但是由于镁合金体内降解速度太快，单纯的镁合金支架植入体内后很快丧失力学强度，且有大量氢气产生，本文制备的镁合金/生物陶瓷复合支架是将少量的镁合金灌注到生物陶瓷支架的次级管道中作为增强相来提高支架的力学性能。
力学实验表明，镁合金/生物陶瓷复合支架的压缩强度[(17.25±0.88)MPa]约为单管道生物陶瓷支架[(9.76±0.64)MPa]的1.8倍。这主要是因为AZ31镁合金的弹性模量高于本文中烧结的β-TCP生物陶瓷的弹性模量，当对支架施加压力时，相当大一部分载荷由AZ31镁合金分担，镁合金分担的压力大于单管道生物陶瓷支架中和其占据相同空间的β-TCP生物陶瓷分担的压载荷。而单管道生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架的失效均为生物陶瓷部分的失效，所以镁合金/生物陶瓷复合支架能承受比单管道生物陶瓷支架更大的压缩力，即镁合金/生物陶瓷复合支架的整体强度比单管道生物陶瓷支架大。因此本文中将多孔陶瓷和镁合金的优势相结合，多孔陶瓷生物相容性好，并为细胞附着生长提供空间，促进骨组织长入，但是多孔陶瓷强度不足，难以维系植入区的力学环境，而由于添加了弹性模量较大的镁合金，对陶瓷起到应力遮挡作用，避免陶瓷容易碎裂。
本文为了单纯研究镁合金的灌注对支架力学性能的影响，支架的结构利用了方形标准件。当将该种复合支架用于大段骨缺损修复时，可以利用三维模型重建、有限元分析等手段按照实际骨的形状以及力学特性进行结构设计，以给骨的生长提供最优的环境。将支架植入体内，如果支架的整体力学性能与周围骨组织相差较大就有可能导致应力遮挡，一段时间后而出现周围骨吸收，骨质疏松等现象，可以根据要植入部位骨组织的力学环境来设计支架(如考虑支架中镁合金的含量以及结构)，使支架的整体力学性能尽量与周围骨组织相近，以减少应力遮挡的危害。
4 结论
针对单纯生物陶瓷支架力学强度差的问题，本文提出了制备双管道镁合金/生物陶瓷复合支架，首先设计并优化了具有互不连通双管道(初级管道和次级管道)的支架结构，然后利用光固化快速成型技术结合凝胶注模法制备双管道生物陶瓷支架，再利用低压铸造法向双管道支架的次级管道中灌入熔化的AZ31镁合金，冷却后得到双管道镁合金/生物陶瓷复合支架，初级管道用于细胞附着、组织长入以及营养物质代谢，次级管道中灌注的镁合金用于提高支架的强度，镁合金/生物陶瓷复合支架的压缩强度约为(17.25±0.88)MPa，大约为单管道生物陶瓷支架压缩强度[(9.76±0.64)MPa]的1.8倍。镁合金/生物陶瓷复合骨支架具有明显的力学增强能力。
引言
骨组织工程为修复病变或损伤组织提供了一个新思路, 能使组织的初始状态和功能得到恢复[1]。骨组织工程中具有生物相容性的支架作为一个可控的细胞外环境供细胞附着、分化以及组织生成[2]。生物可降解支架在组织再生期间为细胞生长提供结构支撑，它们最终被吸收, 只留下新生成的组织[3]。具有与植入部位相匹配的足够的力学性能是支架需要满足的主要的特征之一[4]。
β-磷酸三钙(β-tricalcium phosphate, β-TCP)具有良好的生物相容性、可降解性以及骨传导性[5]，是一种很好的骨修复材料。但是，力学强度不足严重限制了多孔β-TCP支架的临床应用。近年来很多研究致力于提高β-TCP支架的力学强度[6, 7, 8]。最近，Martínez-Vázquez等[3]将多孔β-TCP支架分别放入熔化了的聚乳酸(polylactic acid，PLA)和聚己内酯(polycaprolactone，PCL)中，让PLA和PCL浸入到支架孔隙中，提高了支架的压缩强度，并且指出了弹性模量较高的PLA比PCL对力学强度提高的效果更明显，但是所有宏观孔隙中都充满了聚合物，所以组织长入支架只能等部分PLA和PCL降解后才能进行。
由于镁及其合金具有优良的生物相容性、生物可降解性以及和自然骨相近的模量[9]，其在骨组织工程领域越来越受到关注。镁在人体内大量存在，并且参与许多代谢反应和生理机能[10]。许多动物实验和临床报道表明镁在人体内的降解产物是无毒的，而且过多的镁会通过肾脏排出[11]。与有机聚合物相比，镁及其合金具有更高的弹性模量和强度，而且文献[12]发现相对于有机聚合物植入物，镁合金植入物周围有更多的骨生成和矿物质沉积。
本文首先设计并优化了具有互不连通双管道(初级管道和次级管道)的支架结构，然后利用光固化快速成型技术结合凝胶注模法制备优化的双管道生物陶瓷支架，再利用低压铸造法向双管道支架的次级管道中灌入熔化的AZ31镁合金(3%wt Al，1%wt Zn)，冷却后得到镁合金/生物陶瓷复合骨支架。支架的初级管道用于细胞附着、组织长入以及物质营养代谢，次级管道中灌注的镁合金用于提高支架的力学强度。本文还对复合骨支架的形貌以及力学性能进行评价。
1 材料与方法
1.1 支架的结构设计与优化
本文设计的镁合金/生物陶瓷复合骨支架的结构如图 1所示，外部尺寸为9 mm×9 mm×9.6 mm，支架内部具有两级管道，称之为初级管道和次级管道，管道直径为600μm。两级管道的功能不同，为了防止向次级管道灌注镁合金时灌入初级管道，所以两级管道互不相通。
图1
镁合金/生物陶瓷复合支架模型
Figure1.
Mould of magnesium alloy/bioceramics composite scaffold
图 2为单管道(只具有初级管道)生物陶瓷支架模型，与镁合金/生物陶瓷复合骨支架相比，具有相同的外形尺寸和初级管道，作为对照组来研究镁合金/生物陶瓷复合骨支架的力学性能。
图2
单管道生物陶瓷支架模型
Figure2.
Mould of bioceramics scaffold with single channel
1.2 支架的制备
本文镁合金/生物陶瓷复合支架的制备包括两个过程，即利用光固化快速成型结合凝胶注模法制备双管道生物陶瓷支架，然后利用低压铸造法向支架的次级管道中灌注镁合金。
本文所使用的β-TCP生物陶瓷粉末，颗粒粒径约为2μm，购自上海贝奥路生物材料有限公司，生物陶瓷支架的制备利用凝胶注模法，过程与文献[13]中相似。首先根据具有双管道的支架模型，运用布尔运算得到支架负型模型，将负型模型数据导入光固化快速成型机(SPS450, 西安交通大学)制造出树脂模具。将有机单体(丙烯酰胺)、交联剂(N，N-二甲基双丙烯酰胺)和溶剂(去离子水)混合后得到预混液，向预混液中添加β-TCP生物陶瓷粉末和分散剂(聚丙烯酰胺)，搅拌均匀后添加引发剂(过硫酸铵)和催化剂(N，N，N，N-四甲基酰胺)，得到生物陶瓷浆料。将生物陶瓷浆料灌注到树脂模具中，固化后在真空冷冻干燥机中进行干燥，然后放入高温电阻炉，以10℃/h的升温速率升至360℃进行脱模，再以60℃/h的升温速率升至600℃烧掉有机物，最后以300℃/h的升温速率升至1 150℃，保温3 h，得到具有互不连通两级管道的β-TCP生物陶瓷支架。
本文所使用的镁合金型号为AZ31(铝3%，锌1%，其余为镁)，利用低压铸造的方法将熔化的镁合金灌注到β-TCP生物陶瓷支架的次级管道中，其原理如图 3所示，在坩埚内熔化的镁合金液面上加压，在固定支架的装置上部抽真空，由于镁合金性质非常活泼，在空气中高温下易燃烧，所以本文加压气体选用不与其反应的氩气，经过多次实验，确定镁合金的灌注温度为800℃，加压气压P1为0.01 MPa，真空度P2为-0.01 MPa。
图3
低压铸造法向陶瓷支架次级管道灌注镁合金原理图
Figure3.
Principle of low-pressure cast to perfuse magnesium alloy into secondary channels of scaffold
1.3 性能检测
1.3.1 形貌观测
利用游标卡尺测量单纯生物陶瓷支架的外观尺寸(n=5)。利用光学影像量测仪(3DFAMILY VME040030020000)对支架内部管道进行观测和尺寸测量，利用高倍数码显微镜(keyence VHX-600)进一步观测支架内部管道结构和支架界面结构。
1.3.2 力学压缩性能
将单管道生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架样本(n=5)利用微机控制电子万能试验机(深圳市新三思材料检测有限公司)进行静态压缩力学测定，压缩加载速度为0.5 mm/min，温度为室温。
2 实验结果
图 4(a)和(b)分别为制备的单纯生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架，从图 4(b)中看出生物陶瓷支架的次级管道灌注了镁合金。利用游标卡尺测量的支架的外观尺寸如表 1所示，支架边长为(8.24±0.06)mm，高度为(8.72±0.12)mm，相对于设计尺寸均有一定的收缩。
图4
制备的支架
(a)单管道生物陶瓷支架；(b)镁合金/生物陶瓷复合支架
Figure4. Scaffolds prepared(a) bioceramics scaffold with single channels; (b) magnesium alloy/bioceramics composite scaffold
表1
支架的外形尺寸
Table1.
Dimensions of the scaffold
图 5为利用光学影像量测仪对单管道生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架观测的支架孔道外观照片，从照片中看到制造的支架孔道分布与设计的相同，镁合金/生物陶瓷复合支架的次级管道中填充了AZ31镁合金。光学影像量测仪可以很方便的测量结构尺寸，利用光学影像量测仪对支架的孔径进行拟合，如图 5(a)，然后进行测量，并对相邻管道间的距离进行测量，结果如表 2所示，从表中看出，管道直径与设计尺寸相比偏大，管道间的距离与设计尺寸相比偏小。
表2
生物陶瓷支架管道结构尺寸
Table2.
Dimensions of the channels of bioceramics scaffold
图5
支架孔道
(a)单管道生物陶瓷支架；(b)镁合金/生物陶瓷复合支架
Figure5. Channels of the scaffold(a) the bioceramics scaffold with single channels; (b) magnesium alloy/bioceramics composite scaffold
图 6为复合支架中β-TCP生物陶瓷与镁合金界面处的光学显微镜照片，可见β-TCP生物陶瓷和镁合金结合紧密，镁合金充满了支架的次级管道。
图6
β-TCP生物陶瓷与镁合金界面
Figure6.
Interface ofβ-TCP bioceramics and magnesium alloy
图 7为典型的单管道生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架的力学压缩应力-应变曲线。表 3为单管道生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架的压缩强度。单管道生物陶瓷支架的最大压缩强度为(9.76±0.64)MPa，镁合金/生物陶瓷复合支架的最大压缩强度为(17.25±0.88)MPa。
图7
典型支架的应力-应变曲线
Figure7.
Stress-strain curve of typical scaffold
表3
支架压缩强度
Table3.
Compression strength of the scaffold
3 讨论
具有一定的力学强度是骨支架所必需的条件，单纯的β-TCP生物陶瓷支架力学强度很难满足需要。生物可降解镁合金具有良好的力学强度，但是由于镁合金体内降解速度太快，单纯的镁合金支架植入体内后很快丧失力学强度，且有大量氢气产生，本文制备的镁合金/生物陶瓷复合支架是将少量的镁合金灌注到生物陶瓷支架的次级管道中作为增强相来提高支架的力学性能。
力学实验表明，镁合金/生物陶瓷复合支架的压缩强度[(17.25±0.88)MPa]约为单管道生物陶瓷支架[(9.76±0.64)MPa]的1.8倍。这主要是因为AZ31镁合金的弹性模量高于本文中烧结的β-TCP生物陶瓷的弹性模量，当对支架施加压力时，相当大一部分载荷由AZ31镁合金分担，镁合金分担的压力大于单管道生物陶瓷支架中和其占据相同空间的β-TCP生物陶瓷分担的压载荷。而单管道生物陶瓷支架和镁合金/生物陶瓷复合支架的失效均为生物陶瓷部分的失效，所以镁合金/生物陶瓷复合支架能承受比单管道生物陶瓷支架更大的压缩力，即镁合金/生物陶瓷复合支架的整体强度比单管道生物陶瓷支架大。因此本文中将多孔陶瓷和镁合金的优势相结合，多孔陶瓷生物相容性好，并为细胞附着生长提供空间，促进骨组织长入，但是多孔陶瓷强度不足，难以维系植入区的力学环境，而由于添加了弹性模量较大的镁合金，对陶瓷起到应力遮挡作用，避免陶瓷容易碎裂。
本文为了单纯研究镁合金的灌注对支架力学性能的影响，支架的结构利用了方形标准件。当将该种复合支架用于大段骨缺损修复时，可以利用三维模型重建、有限元分析等手段按照实际骨的形状以及力学特性进行结构设计，以给骨的生长提供最优的环境。将支架植入体内，如果支架的整体力学性能与周围骨组织相差较大就有可能导致应力遮挡，一段时间后而出现周围骨吸收，骨质疏松等现象，可以根据要植入部位骨组织的力学环境来设计支架(如考虑支架中镁合金的含量以及结构)，使支架的整体力学性能尽量与周围骨组织相近，以减少应力遮挡的危害。
4 结论
针对单纯生物陶瓷支架力学强度差的问题，本文提出了制备双管道镁合金/生物陶瓷复合支架，首先设计并优化了具有互不连通双管道(初级管道和次级管道)的支架结构，然后利用光固化快速成型技术结合凝胶注模法制备双管道生物陶瓷支架，再利用低压铸造法向双管道支架的次级管道中灌入熔化的AZ31镁合金，冷却后得到双管道镁合金/生物陶瓷复合支架，初级管道用于细胞附着、组织长入以及营养物质代谢，次级管道中灌注的镁合金用于提高支架的强度，镁合金/生物陶瓷复合支架的压缩强度约为(17.25±0.88)MPa，大约为单管道生物陶瓷支架压缩强度[(9.76±0.64)MPa]的1.8倍。镁合金/生物陶瓷复合骨支架具有明显的力学增强能力。
