鄭衛(wèi)

澳大利亞昆士蘭科技大學(xué)工程系在讀研究生，澳大利亞，布里斯本，4109

目前，醫(yī)療技術(shù)對人體大腿骨的缺損修補再生比較困難，常用將固態(tài)無規(guī)則支架置入骨內(nèi)，但這種支架內(nèi)的孔隙較小，細胞和營養(yǎng)物質(zhì)很容易在其中堵塞，而達不到預(yù)期的效果。血管是成骨過程中最關(guān)鍵的一個環(huán)節(jié)[1]。因此，采用多孔生物材料制作的大管支架將會幫助血管生長，然后促進骨骼形成。以羥基磷灰石和磷酸鈣（HA/ TCP）混合物為原料的陶瓷被認為最有前途的骨替代品，因為它的化學(xué)成分跟人體骨骼相似，具有良好的骨傳導(dǎo)性[2-4]，而用聚氨酯聚合物（PU）涂層將會滲透至支架內(nèi)以加固其強度。

1 方法

1.1 ABS塑料支架的模型制作

本實驗采用ABS（丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物）塑料來制作支架。它是一種無毒的熱塑性材料。模型先用SolidWork軟件設(shè)計，然后制作成ABS塑料支架實物模型。設(shè)計的每根管的直徑為1 mm，兩管間的空隙為1.5 mm。

圖1 用SolidWork軟件設(shè)計模型Fig.1 Scaffold mold was designed by SolidWorks

圖2 塑料支架實物模型Fig.2 Scaffold mold was fabricated by a 3D printer

1.2 ABS塑料支架的預(yù)備涂層

將蠟加熱到80oC持續(xù)10 min，等蠟全部融化，將塑料支架放入。此過程要迅速，否則由于蠟在短時間內(nèi)凝固，而有可能導(dǎo)致間隙的堵塞。把蠟涂層的支架置于常溫下12 h，然后將此放入20 g 水泥漿中，甩干，必須保證間隙不能被堵塞在室溫下置放24 h。塑料在高溫下會膨脹，使用蠟?zāi)芙o塑料的膨脹預(yù)留了一定的空間，而水泥的使用是固定住塑料。蠟與水泥都會在高溫下分解。

1.3 混合陶瓷的制備

將70 g 羥基磷灰石與30 g磷酸三鈣粉末放入燒杯，加入少量水，使混合物成為粘稠狀，在攪拌器下攪拌1h，使其充分混合。先將稠狀混合物置于70oC烤箱內(nèi)24 h使水份蒸發(fā)；然后放入管式爐里加熱至900oC，保持此溫度2 h；最后以5oC/min降回到室溫。煅燒后的陶瓷粉末放入球磨機內(nèi)翻滾2 h。將充分混合好的粉末放入燒杯，加入少量碳酸氫銨，然后加入三滴濃度為2%聚乙烯醇作為粘合劑和少量磷酸三乙酯( (C2H5)3PO4)作為分散劑，最后加入適量水使之成為粘稠狀。

圖3 塑料支架用蠟和水泥漿涂層Fig.3 The scaffold was coated with wax then coated with cement

1.4 ABS塑料支架的HA/ TCP涂層與燒結(jié)陶瓷支架

把涂過蠟與水泥的塑料支架放入陶瓷液混合物中，使陶瓷充分進入支架模型的空隙中。將在陶瓷混合物中浸過的支架放入100oC烤箱24 h，使碳酸氫銨在高溫下發(fā)泡，形成多孔材料。最后陶瓷支架置于在室溫下充分冷卻。將多孔混合陶瓷支架放入管式電爐，按照以下4個步驟完成燒結(jié)：

① 電爐的溫度以1oC/min的速度從室溫上升到700oC，(慢慢加熱能預(yù)防塑料在高溫下迅速膨脹而導(dǎo)致陶瓷脹裂)，此時支架內(nèi)塑料在700oC后不存殘留，蠟、水泥也都將慢慢分解。

② 以5oC/min的速率將溫度上升到1200oC。

③ 保持1200oC2 h，使陶瓷充分燒結(jié)。

④ 以5oC/min的速率降回到室溫。

圖4 燒結(jié)過程時間（Hr）Fig.4 Sintering conditions

1.5 PU涂層

將1 g PU顆粒放入8 g二氧雜環(huán)乙烷，待PU顆粒溶解后，放入制備好的陶瓷支架，使PU充分滲透陶瓷支架，然后放入離心器中以700 rpm的速率轉(zhuǎn)30 s以去除多余的PU液體。制備好的支架放在通風(fēng)櫥里24 h。

2 實驗過程

2.1 模型在電子顯微鏡下成像

電子顯微鏡可以觀察支架的整體結(jié)構(gòu)，也可以觀察多孔陶瓷支架大管上的大孔的分布大小。先用刀把支架切開，觀察宏觀上的分布，而且大致能看清小孔的分布以及其連通性。為了在場致發(fā)射顯微鏡下觀察，模型先用黃金在表面涂層，然后安裝在鋁質(zhì)支架上。用FEI QUANTA 200場致發(fā)射顯微鏡來觀測。

2.2 支架有無PU涂層的力學(xué)測試

耐壓強度是模型測力的一個最主要參數(shù)，用到的測力儀器是Hounsfield testing machine (Model: H10K/M527)。而之前被切用于觀察的模型不能再用。將橡膠墊置于模型兩端使其均勻受力，測力器以0.5 mm/min速率壓下。

2.3 模型有無PU涂層的孔率

大孔的形成主要是由于碳酸氫銨受熱產(chǎn)生氣體留下的孔隙。孔的大小是無規(guī)則的，而其數(shù)量可以通過加入碳酸氫銨量控制。小孔的形成主要是石蠟在脫蠟燒結(jié)過程中逐漸熔化并滲入填料，然后氣化散逸或炭化分解后留下的孔隙。微孔的形成主要是磷酸三鈣沒有完全燒結(jié)，顆?；颈３衷袪顟B(tài)，粒子長大聚集而成聚集體形成不規(guī)則的微孔，三維交錯連通。

在這個實驗中，陶瓷支架的孔率可用公式容積密度=模型的重量/模型的體積，陶瓷混合物的密度為3.16 g/cm3，相對密度=容積密度/陶瓷混合物密度，總孔率=100%-相對密度[5]。每個模型的重量和體積都能用游標(biāo)卡尺跟電子稱測量出來。

3 結(jié)果與討論

3.1 收縮

模型的變小是從管式電爐里拿出的第一印象。經(jīng)測試，燒結(jié)后的模型體積為13 mm*13 mm*10 mm，而未燒結(jié)的模型體積為26 mm*26 mm*15 mm，相比之下，模型將近少了一半。這種混合陶瓷會在800oC開始收縮，而到1160oC后將不會變形。

3.2 大管支架的多孔結(jié)構(gòu)

支架的結(jié)構(gòu)和孔隙度可以清楚地看到。無PU涂層的大管支架的表面形貌，可以清看到支架的大管(圖5)，大管壁上還能發(fā)現(xiàn)一些不規(guī)則的大孔。大孔的平均直徑在沒有表面涂層的情況下為0.1 mm。由于蒸發(fā)作用，混合材料模型表面非常粗糙（圖5），而相對的表面PU涂層過的支架就光滑很多（圖6）

圖5 宏觀觀察無PU涂層的大管支架Fig.5 Overview of the macro-tube scaffold without PU

圖6 宏觀觀察有PU涂層的大管支架Fig.6 Overview of the macro-tube scaffold with PU

3.3 陶瓷支架上的裂痕

在圖6中可以發(fā)現(xiàn)，在陶瓷支架上出現(xiàn)了幾道裂痕，引起這種現(xiàn)象有2個原因。如前所述，蠟是為了給ABS塑料的膨脹提供空間，而水泥是為了固定ABS塑料，減少其膨脹。然而這些措施只是預(yù)防，而不能避免其膨脹，所以在燒結(jié)過程中，ABS塑料的膨脹，其力會作用在大管上。同時，當(dāng)溫度800oC，大管出現(xiàn)了收縮現(xiàn)象。所以裂縫是兩個力作用的結(jié)果。

3.4 支架有無PU涂層的多孔性分析

燒結(jié)后的支架有著較高的多孔性，其小孔分布是網(wǎng)狀的，并且是相互連通的。經(jīng)過上述的多孔性計算公式，支架的多孔性一般為77%?？椎拇笮《际遣灰?guī)則的。相比較有PU涂層的支架，孔率略有下降，但是其表面看起來平整光滑很多。以更大倍數(shù)的SEM觀測支架,其表面形態(tài)更加明顯，更能清楚的觀測到其兩者的區(qū)別，見圖7、圖9和圖8、圖10所示。未經(jīng)PU涂的表現(xiàn)出來的更像是一個“蟻窩”，有其錯綜分布的小孔，也有其相互的連通性。而經(jīng)PU涂層的則出現(xiàn)較少的孔，這也恰恰反映了其孔率減少的原因。

3.5 有無PU涂層的力學(xué)測試比較

圖7 1600X陶瓷支架沒有PU涂層的顯微結(jié)構(gòu)Fig.7 SEM micrograph of the ceramic scaffold in 1600X

圖8 1600X 陶瓷支架有PU涂層的顯微結(jié)構(gòu)Fig.8 SEM micrograph of the ceramic scaffold coated with PU in 1600 X

圖9 6000X陶瓷支架沒有PU涂層的顯微結(jié)構(gòu)Fig9 SEM micrograph of the ceramic scaffold in 6000x

圖10 10000X 陶瓷支架有PU涂層的顯微結(jié)構(gòu)Fig.10 SEM micrograph of the ceramic scaffold coated with PU in 10000x

圖11與圖12清楚反映出支架有無PU涂層的區(qū)別。沒有PU涂層的陶瓷支架大約能承受0.2MPa力，最后支架被壓碎，而導(dǎo)致力的無限增大。相比較有PU涂層的支架，力的承受趨勢為一個波浪形，當(dāng)應(yīng)變?yōu)?.03時，支架到達了一個至高點，其所承受的應(yīng)力為0.42 MP，隨著力的繼續(xù)增加，支架開始破裂。由于PU涂層的保護，支架并沒有馬上完全破裂，當(dāng)應(yīng)變達到0.13的時候，支架第二次達到受力的至高點。本質(zhì)上說，支架的受壓完全取決于大孔的幾何特性和大小，以及它的空率。聚合物滲透并且覆蓋在其表面可以減少孔的大小，減少一些裂痕，使一些小孔相連在一起，以增強其受壓強度。事實上，陶瓷可以被金屬或者塑料之類的加固 。所以在這個試驗中，PU涂層作為粘合劑加強陶瓷的強度。但是這個強度仍然沒有達到骨骼所需要的正常強度(人體正常骨骼的強度為20 MPa，孔隙率 ＞50%)[6]的要求。但這種新型的支架還是能幫助骨骼的血管在較短時間內(nèi)修復(fù)，只是在治療過程中，病人只能進行力量較小的運動。

圖11 沒有PU涂層支架的受壓測試Fig.11 Compression testing for the scaffold without PU a 縱軸是應(yīng)力（Mpa） b 橫軸是應(yīng)變

圖12 有PU涂層支架的受壓測試Fig.12 Compression testing for the scaffold with PU a 縱軸是應(yīng)力（Mpa）b 橫軸是應(yīng)變

4 結(jié)論

在這個實驗里，HA/TCP/PU的混合支架被成功制作。當(dāng)支架被PU涂層后，孔率有所下降，但耐壓強度大幅增加。但其耐壓強度仍然沒有達到人體正常骨骼所需強度，其原因有：一是陶瓷材料本身的脆性；二是塑料在燒結(jié)過程中還有擠壓陶瓷使之出現(xiàn)裂痕；三是由于制作成了管狀，其受壓強度進一步減少；四是加入的碳酸氫銨的量會影響孔隙率的變化而導(dǎo)致支架強度的變化

(本文及其實驗承蒙澳大利亞昆士蘭科技大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程博士生導(dǎo)師Simon X.Miao先生的幫助，謹此表示感謝)。

[1]Haller A.Experimentorum de ossiem formatione., in Opera minora [M].1763.Francisci Grasset: Lausanne; 1763:400.

[2]Padilla S, Sanchez-Salcedo S, Vallet-Regi M.Bioactive and biocompatible pieces of HA/sol–gel glass mixtures obtained by the gelcasting method [J].Journal of Biomedical Materials Research, 2005, 75A (1): 63–72.

[3]Suchanek W, Yoshimura M.Processing and properties of hydroxyapatite- based biomaterials for use as hard tissue replacement implants [J].Journal of Materials Research.1998,13(1): 94–117.

[4]Hench L L, Wilson J.Surface-active biomaterials [J].Science,1984, 226: 630–636.

[5]Miao X, Dawn M, Tan L, et al.Mechanical and biological properties of hydroxyapatite/tricalcium phosphate scaffolds coated with poly(lactic-co-glycolic acid) [J].Acta Biomaterialia,2008, 4: 638–645.

[6]Y H Hsu, I G Turner, A W Miles.Mechanical characterization of dense calcium phosphate bioceramics with interconnected porosity [J].Journal of Materials Science: Materials in Medicine,2007, 18:12.