針對多孔生物陶瓷骨支架力學強度差的問題, 結合生物可降解鎂合金良好的力學性能, 提出了一種制備雙管道鎂合金/生物陶瓷復合增強骨支架的方法。首先設計具有互不連通雙管道的支架結構, 然后利用光固化快速成型結合凝膠注模法制備具有雙管道的生物陶瓷支架, 再利用低壓鑄造法向雙管道生物陶瓷支架的次級管道中灌注熔化的AZ31鎂合金, 鎂合金固化后即得到鎂合金/生物陶瓷復合骨支架。支架壓縮實驗測得單管道生物陶瓷支架的壓縮強度為(9.76±0.64)MPa, 而鎂合金/生物陶瓷復合骨支架的壓縮強度為(17.25±0.88)MPa。鎂合金/生物陶瓷復合骨支架具有明顯的力學增強能力。
引用本文： 李常海, 連芩, 莊佩, 王軍忠, 李滌塵. 光固化快速成型雙管道鎂合金/生物陶瓷復合增強骨支架的力學性能研究. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(1): 77-81. doi: 10.7507/1001-5515.20150014 復制
引言
骨組織工程為修復病變或損傷組織提供了一個新思路, 能使組織的初始狀態和功能得到恢復[1]。骨組織工程中具有生物相容性的支架作為一個可控的細胞外環境供細胞附著、分化以及組織生成[2]。生物可降解支架在組織再生期間為細胞生長提供結構支撐，它們最終被吸收, 只留下新生成的組織[3]。具有與植入部位相匹配的足夠的力學性能是支架需要滿足的主要的特征之一[4]。
β-磷酸三鈣(β-tricalcium phosphate, β-TCP)具有良好的生物相容性、可降解性以及骨傳導性[5]，是一種很好的骨修復材料。但是，力學強度不足嚴重限制了多孔β-TCP支架的臨床應用。近年來很多研究致力于提高β-TCP支架的力學強度[6, 7, 8]。最近，Martínez-Vázquez等[3]將多孔β-TCP支架分別放入熔化了的聚乳酸(polylactic acid，PLA)和聚己內酯(polycaprolactone，PCL)中，讓PLA和PCL浸入到支架孔隙中，提高了支架的壓縮強度，并且指出了彈性模量較高的PLA比PCL對力學強度提高的效果更明顯，但是所有宏觀孔隙中都充滿了聚合物，所以組織長入支架只能等部分PLA和PCL降解后才能進行。
由于鎂及其合金具有優良的生物相容性、生物可降解性以及和自然骨相近的模量[9]，其在骨組織工程領域越來越受到關注。鎂在人體內大量存在，并且參與許多代謝反應和生理機能[10]。許多動物實驗和臨床報道表明鎂在人體內的降解產物是無毒的，而且過多的鎂會通過腎臟排出[11]。與有機聚合物相比，鎂及其合金具有更高的彈性模量和強度，而且文獻[12]發現相對于有機聚合物植入物，鎂合金植入物周圍有更多的骨生成和礦物質沉積。
本文首先設計并優化了具有互不連通雙管道(初級管道和次級管道)的支架結構，然后利用光固化快速成型技術結合凝膠注模法制備優化的雙管道生物陶瓷支架，再利用低壓鑄造法向雙管道支架的次級管道中灌入熔化的AZ31鎂合金(3%wt Al，1%wt Zn)，冷卻后得到鎂合金/生物陶瓷復合骨支架。支架的初級管道用于細胞附著、組織長入以及物質營養代謝，次級管道中灌注的鎂合金用于提高支架的力學強度。本文還對復合骨支架的形貌以及力學性能進行評價。
1 材料與方法
1.1 支架的結構設計與優化
本文設計的鎂合金/生物陶瓷復合骨支架的結構如圖 1所示，外部尺寸為9 mm×9 mm×9.6 mm，支架內部具有兩級管道，稱之為初級管道和次級管道，管道直徑為600μm。兩級管道的功能不同，為了防止向次級管道灌注鎂合金時灌入初級管道，所以兩級管道互不相通。
圖1
鎂合金/生物陶瓷復合支架模型
Figure1.
Mould of magnesium alloy/bioceramics composite scaffold
圖 2為單管道(只具有初級管道)生物陶瓷支架模型，與鎂合金/生物陶瓷復合骨支架相比，具有相同的外形尺寸和初級管道，作為對照組來研究鎂合金/生物陶瓷復合骨支架的力學性能。
圖2
單管道生物陶瓷支架模型
Figure2.
Mould of bioceramics scaffold with single channel
1.2 支架的制備
本文鎂合金/生物陶瓷復合支架的制備包括兩個過程，即利用光固化快速成型結合凝膠注模法制備雙管道生物陶瓷支架，然后利用低壓鑄造法向支架的次級管道中灌注鎂合金。
本文所使用的β-TCP生物陶瓷粉末，顆粒粒徑約為2μm，購自上海貝奧路生物材料有限公司，生物陶瓷支架的制備利用凝膠注模法，過程與文獻[13]中相似。首先根據具有雙管道的支架模型，運用布爾運算得到支架負型模型，將負型模型數據導入光固化快速成型機(SPS450, 西安交通大學)制造出樹脂模具。將有機單體(丙烯酰胺)、交聯劑(N，N-二甲基雙丙烯酰胺)和溶劑(去離子水)混合后得到預混液，向預混液中添加β-TCP生物陶瓷粉末和分散劑(聚丙烯酰胺)，攪拌均勻后添加引發劑(過硫酸銨)和催化劑(N，N，N，N-四甲基酰胺)，得到生物陶瓷漿料。將生物陶瓷漿料灌注到樹脂模具中，固化后在真空冷凍干燥機中進行干燥，然后放入高溫電阻爐，以10℃/h的升溫速率升至360℃進行脫模，再以60℃/h的升溫速率升至600℃燒掉有機物，最后以300℃/h的升溫速率升至1 150℃，保溫3 h，得到具有互不連通兩級管道的β-TCP生物陶瓷支架。
本文所使用的鎂合金型號為AZ31(鋁3%，鋅1%，其余為鎂)，利用低壓鑄造的方法將熔化的鎂合金灌注到β-TCP生物陶瓷支架的次級管道中，其原理如圖 3所示，在坩堝內熔化的鎂合金液面上加壓，在固定支架的裝置上部抽真空，由于鎂合金性質非常活潑，在空氣中高溫下易燃燒，所以本文加壓氣體選用不與其反應的氬氣，經過多次實驗，確定鎂合金的灌注溫度為800℃，加壓氣壓P1為0.01 MPa，真空度P2為-0.01 MPa。
圖3
低壓鑄造法向陶瓷支架次級管道灌注鎂合金原理圖
Figure3.
Principle of low-pressure cast to perfuse magnesium alloy into secondary channels of scaffold
1.3 性能檢測
1.3.1 形貌觀測
利用游標卡尺測量單純生物陶瓷支架的外觀尺寸(n=5)。利用光學影像量測儀(3DFAMILY VME040030020000)對支架內部管道進行觀測和尺寸測量，利用高倍數碼顯微鏡(keyence VHX-600)進一步觀測支架內部管道結構和支架界面結構。
1.3.2 力學壓縮性能
將單管道生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架樣本(n=5)利用微機控制電子萬能試驗機(深圳市新三思材料檢測有限公司)進行靜態壓縮力學測定，壓縮加載速度為0.5 mm/min，溫度為室溫。
2 實驗結果
圖 4(a)和(b)分別為制備的單純生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架，從圖 4(b)中看出生物陶瓷支架的次級管道灌注了鎂合金。利用游標卡尺測量的支架的外觀尺寸如表 1所示，支架邊長為(8.24±0.06)mm，高度為(8.72±0.12)mm，相對于設計尺寸均有一定的收縮。
圖4
制備的支架
(a)單管道生物陶瓷支架；(b)鎂合金/生物陶瓷復合支架
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
圖 5為利用光學影像量測儀對單管道生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架觀測的支架孔道外觀照片，從照片中看到制造的支架孔道分布與設計的相同，鎂合金/生物陶瓷復合支架的次級管道中填充了AZ31鎂合金。光學影像量測儀可以很方便的測量結構尺寸，利用光學影像量測儀對支架的孔徑進行擬合，如圖 5(a)，然后進行測量，并對相鄰管道間的距離進行測量，結果如表 2所示，從表中看出，管道直徑與設計尺寸相比偏大，管道間的距離與設計尺寸相比偏小。
表2
生物陶瓷支架管道結構尺寸
Table2.
Dimensions of the channels of bioceramics scaffold
圖5
支架孔道
(a)單管道生物陶瓷支架；(b)鎂合金/生物陶瓷復合支架
Figure5. Channels of the scaffold(a) the bioceramics scaffold with single channels; (b) magnesium alloy/bioceramics composite scaffold
圖 6為復合支架中β-TCP生物陶瓷與鎂合金界面處的光學顯微鏡照片，可見β-TCP生物陶瓷和鎂合金結合緊密，鎂合金充滿了支架的次級管道。
圖6
β-TCP生物陶瓷與鎂合金界面
Figure6.
Interface ofβ-TCP bioceramics and magnesium alloy
圖 7為典型的單管道生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架的力學壓縮應力-應變曲線。表 3為單管道生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架的壓縮強度。單管道生物陶瓷支架的最大壓縮強度為(9.76±0.64)MPa，鎂合金/生物陶瓷復合支架的最大壓縮強度為(17.25±0.88)MPa。
圖7
典型支架的應力-應變曲線
Figure7.
Stress-strain curve of typical scaffold
表3
支架壓縮強度
Table3.
Compression strength of the scaffold
3 討論
具有一定的力學強度是骨支架所必需的條件，單純的β-TCP生物陶瓷支架力學強度很難滿足需要。生物可降解鎂合金具有良好的力學強度，但是由于鎂合金體內降解速度太快，單純的鎂合金支架植入體內后很快喪失力學強度，且有大量氫氣產生，本文制備的鎂合金/生物陶瓷復合支架是將少量的鎂合金灌注到生物陶瓷支架的次級管道中作為增強相來提高支架的力學性能。
力學實驗表明，鎂合金/生物陶瓷復合支架的壓縮強度[(17.25±0.88)MPa]約為單管道生物陶瓷支架[(9.76±0.64)MPa]的1.8倍。這主要是因為AZ31鎂合金的彈性模量高于本文中燒結的β-TCP生物陶瓷的彈性模量，當對支架施加壓力時，相當大一部分載荷由AZ31鎂合金分擔，鎂合金分擔的壓力大于單管道生物陶瓷支架中和其占據相同空間的β-TCP生物陶瓷分擔的壓載荷。而單管道生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架的失效均為生物陶瓷部分的失效，所以鎂合金/生物陶瓷復合支架能承受比單管道生物陶瓷支架更大的壓縮力，即鎂合金/生物陶瓷復合支架的整體強度比單管道生物陶瓷支架大。因此本文中將多孔陶瓷和鎂合金的優勢相結合，多孔陶瓷生物相容性好，并為細胞附著生長提供空間，促進骨組織長入，但是多孔陶瓷強度不足，難以維系植入區的力學環境，而由于添加了彈性模量較大的鎂合金，對陶瓷起到應力遮擋作用，避免陶瓷容易碎裂。
本文為了單純研究鎂合金的灌注對支架力學性能的影響，支架的結構利用了方形標準件。當將該種復合支架用于大段骨缺損修復時，可以利用三維模型重建、有限元分析等手段按照實際骨的形狀以及力學特性進行結構設計，以給骨的生長提供最優的環境。將支架植入體內，如果支架的整體力學性能與周圍骨組織相差較大就有可能導致應力遮擋，一段時間后而出現周圍骨吸收，骨質疏松等現象，可以根據要植入部位骨組織的力學環境來設計支架(如考慮支架中鎂合金的含量以及結構)，使支架的整體力學性能盡量與周圍骨組織相近，以減少應力遮擋的危害。
4 結論
針對單純生物陶瓷支架力學強度差的問題，本文提出了制備雙管道鎂合金/生物陶瓷復合支架，首先設計并優化了具有互不連通雙管道(初級管道和次級管道)的支架結構，然后利用光固化快速成型技術結合凝膠注模法制備雙管道生物陶瓷支架，再利用低壓鑄造法向雙管道支架的次級管道中灌入熔化的AZ31鎂合金，冷卻后得到雙管道鎂合金/生物陶瓷復合支架，初級管道用于細胞附著、組織長入以及營養物質代謝，次級管道中灌注的鎂合金用于提高支架的強度，鎂合金/生物陶瓷復合支架的壓縮強度約為(17.25±0.88)MPa，大約為單管道生物陶瓷支架壓縮強度[(9.76±0.64)MPa]的1.8倍。鎂合金/生物陶瓷復合骨支架具有明顯的力學增強能力。
引言
骨組織工程為修復病變或損傷組織提供了一個新思路, 能使組織的初始狀態和功能得到恢復[1]。骨組織工程中具有生物相容性的支架作為一個可控的細胞外環境供細胞附著、分化以及組織生成[2]。生物可降解支架在組織再生期間為細胞生長提供結構支撐，它們最終被吸收, 只留下新生成的組織[3]。具有與植入部位相匹配的足夠的力學性能是支架需要滿足的主要的特征之一[4]。
β-磷酸三鈣(β-tricalcium phosphate, β-TCP)具有良好的生物相容性、可降解性以及骨傳導性[5]，是一種很好的骨修復材料。但是，力學強度不足嚴重限制了多孔β-TCP支架的臨床應用。近年來很多研究致力于提高β-TCP支架的力學強度[6, 7, 8]。最近，Martínez-Vázquez等[3]將多孔β-TCP支架分別放入熔化了的聚乳酸(polylactic acid，PLA)和聚己內酯(polycaprolactone，PCL)中，讓PLA和PCL浸入到支架孔隙中，提高了支架的壓縮強度，并且指出了彈性模量較高的PLA比PCL對力學強度提高的效果更明顯，但是所有宏觀孔隙中都充滿了聚合物，所以組織長入支架只能等部分PLA和PCL降解后才能進行。
由于鎂及其合金具有優良的生物相容性、生物可降解性以及和自然骨相近的模量[9]，其在骨組織工程領域越來越受到關注。鎂在人體內大量存在，并且參與許多代謝反應和生理機能[10]。許多動物實驗和臨床報道表明鎂在人體內的降解產物是無毒的，而且過多的鎂會通過腎臟排出[11]。與有機聚合物相比，鎂及其合金具有更高的彈性模量和強度，而且文獻[12]發現相對于有機聚合物植入物，鎂合金植入物周圍有更多的骨生成和礦物質沉積。
本文首先設計并優化了具有互不連通雙管道(初級管道和次級管道)的支架結構，然后利用光固化快速成型技術結合凝膠注模法制備優化的雙管道生物陶瓷支架，再利用低壓鑄造法向雙管道支架的次級管道中灌入熔化的AZ31鎂合金(3%wt Al，1%wt Zn)，冷卻后得到鎂合金/生物陶瓷復合骨支架。支架的初級管道用于細胞附著、組織長入以及物質營養代謝，次級管道中灌注的鎂合金用于提高支架的力學強度。本文還對復合骨支架的形貌以及力學性能進行評價。
1 材料與方法
1.1 支架的結構設計與優化
本文設計的鎂合金/生物陶瓷復合骨支架的結構如圖 1所示，外部尺寸為9 mm×9 mm×9.6 mm，支架內部具有兩級管道，稱之為初級管道和次級管道，管道直徑為600μm。兩級管道的功能不同，為了防止向次級管道灌注鎂合金時灌入初級管道，所以兩級管道互不相通。
圖1
鎂合金/生物陶瓷復合支架模型
Figure1.
Mould of magnesium alloy/bioceramics composite scaffold
圖 2為單管道(只具有初級管道)生物陶瓷支架模型，與鎂合金/生物陶瓷復合骨支架相比，具有相同的外形尺寸和初級管道，作為對照組來研究鎂合金/生物陶瓷復合骨支架的力學性能。
圖2
單管道生物陶瓷支架模型
Figure2.
Mould of bioceramics scaffold with single channel
1.2 支架的制備
本文鎂合金/生物陶瓷復合支架的制備包括兩個過程，即利用光固化快速成型結合凝膠注模法制備雙管道生物陶瓷支架，然后利用低壓鑄造法向支架的次級管道中灌注鎂合金。
本文所使用的β-TCP生物陶瓷粉末，顆粒粒徑約為2μm，購自上海貝奧路生物材料有限公司，生物陶瓷支架的制備利用凝膠注模法，過程與文獻[13]中相似。首先根據具有雙管道的支架模型，運用布爾運算得到支架負型模型，將負型模型數據導入光固化快速成型機(SPS450, 西安交通大學)制造出樹脂模具。將有機單體(丙烯酰胺)、交聯劑(N，N-二甲基雙丙烯酰胺)和溶劑(去離子水)混合后得到預混液，向預混液中添加β-TCP生物陶瓷粉末和分散劑(聚丙烯酰胺)，攪拌均勻后添加引發劑(過硫酸銨)和催化劑(N，N，N，N-四甲基酰胺)，得到生物陶瓷漿料。將生物陶瓷漿料灌注到樹脂模具中，固化后在真空冷凍干燥機中進行干燥，然后放入高溫電阻爐，以10℃/h的升溫速率升至360℃進行脫模，再以60℃/h的升溫速率升至600℃燒掉有機物，最后以300℃/h的升溫速率升至1 150℃，保溫3 h，得到具有互不連通兩級管道的β-TCP生物陶瓷支架。
本文所使用的鎂合金型號為AZ31(鋁3%，鋅1%，其余為鎂)，利用低壓鑄造的方法將熔化的鎂合金灌注到β-TCP生物陶瓷支架的次級管道中，其原理如圖 3所示，在坩堝內熔化的鎂合金液面上加壓，在固定支架的裝置上部抽真空，由于鎂合金性質非常活潑，在空氣中高溫下易燃燒，所以本文加壓氣體選用不與其反應的氬氣，經過多次實驗，確定鎂合金的灌注溫度為800℃，加壓氣壓P1為0.01 MPa，真空度P2為-0.01 MPa。
圖3
低壓鑄造法向陶瓷支架次級管道灌注鎂合金原理圖
Figure3.
Principle of low-pressure cast to perfuse magnesium alloy into secondary channels of scaffold
1.3 性能檢測
1.3.1 形貌觀測
利用游標卡尺測量單純生物陶瓷支架的外觀尺寸(n=5)。利用光學影像量測儀(3DFAMILY VME040030020000)對支架內部管道進行觀測和尺寸測量，利用高倍數碼顯微鏡(keyence VHX-600)進一步觀測支架內部管道結構和支架界面結構。
1.3.2 力學壓縮性能
將單管道生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架樣本(n=5)利用微機控制電子萬能試驗機(深圳市新三思材料檢測有限公司)進行靜態壓縮力學測定，壓縮加載速度為0.5 mm/min，溫度為室溫。
2 實驗結果
圖 4(a)和(b)分別為制備的單純生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架，從圖 4(b)中看出生物陶瓷支架的次級管道灌注了鎂合金。利用游標卡尺測量的支架的外觀尺寸如表 1所示，支架邊長為(8.24±0.06)mm，高度為(8.72±0.12)mm，相對于設計尺寸均有一定的收縮。
圖4
制備的支架
(a)單管道生物陶瓷支架；(b)鎂合金/生物陶瓷復合支架
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
圖 5為利用光學影像量測儀對單管道生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架觀測的支架孔道外觀照片，從照片中看到制造的支架孔道分布與設計的相同，鎂合金/生物陶瓷復合支架的次級管道中填充了AZ31鎂合金。光學影像量測儀可以很方便的測量結構尺寸，利用光學影像量測儀對支架的孔徑進行擬合，如圖 5(a)，然后進行測量，并對相鄰管道間的距離進行測量，結果如表 2所示，從表中看出，管道直徑與設計尺寸相比偏大，管道間的距離與設計尺寸相比偏小。
表2
生物陶瓷支架管道結構尺寸
Table2.
Dimensions of the channels of bioceramics scaffold
圖5
支架孔道
(a)單管道生物陶瓷支架；(b)鎂合金/生物陶瓷復合支架
Figure5. Channels of the scaffold(a) the bioceramics scaffold with single channels; (b) magnesium alloy/bioceramics composite scaffold
圖 6為復合支架中β-TCP生物陶瓷與鎂合金界面處的光學顯微鏡照片，可見β-TCP生物陶瓷和鎂合金結合緊密，鎂合金充滿了支架的次級管道。
圖6
β-TCP生物陶瓷與鎂合金界面
Figure6.
Interface ofβ-TCP bioceramics and magnesium alloy
圖 7為典型的單管道生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架的力學壓縮應力-應變曲線。表 3為單管道生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架的壓縮強度。單管道生物陶瓷支架的最大壓縮強度為(9.76±0.64)MPa，鎂合金/生物陶瓷復合支架的最大壓縮強度為(17.25±0.88)MPa。
圖7
典型支架的應力-應變曲線
Figure7.
Stress-strain curve of typical scaffold
表3
支架壓縮強度
Table3.
Compression strength of the scaffold
3 討論
具有一定的力學強度是骨支架所必需的條件，單純的β-TCP生物陶瓷支架力學強度很難滿足需要。生物可降解鎂合金具有良好的力學強度，但是由于鎂合金體內降解速度太快，單純的鎂合金支架植入體內后很快喪失力學強度，且有大量氫氣產生，本文制備的鎂合金/生物陶瓷復合支架是將少量的鎂合金灌注到生物陶瓷支架的次級管道中作為增強相來提高支架的力學性能。
力學實驗表明，鎂合金/生物陶瓷復合支架的壓縮強度[(17.25±0.88)MPa]約為單管道生物陶瓷支架[(9.76±0.64)MPa]的1.8倍。這主要是因為AZ31鎂合金的彈性模量高于本文中燒結的β-TCP生物陶瓷的彈性模量，當對支架施加壓力時，相當大一部分載荷由AZ31鎂合金分擔，鎂合金分擔的壓力大于單管道生物陶瓷支架中和其占據相同空間的β-TCP生物陶瓷分擔的壓載荷。而單管道生物陶瓷支架和鎂合金/生物陶瓷復合支架的失效均為生物陶瓷部分的失效，所以鎂合金/生物陶瓷復合支架能承受比單管道生物陶瓷支架更大的壓縮力，即鎂合金/生物陶瓷復合支架的整體強度比單管道生物陶瓷支架大。因此本文中將多孔陶瓷和鎂合金的優勢相結合，多孔陶瓷生物相容性好，并為細胞附著生長提供空間，促進骨組織長入，但是多孔陶瓷強度不足，難以維系植入區的力學環境，而由于添加了彈性模量較大的鎂合金，對陶瓷起到應力遮擋作用，避免陶瓷容易碎裂。
本文為了單純研究鎂合金的灌注對支架力學性能的影響，支架的結構利用了方形標準件。當將該種復合支架用于大段骨缺損修復時，可以利用三維模型重建、有限元分析等手段按照實際骨的形狀以及力學特性進行結構設計，以給骨的生長提供最優的環境。將支架植入體內，如果支架的整體力學性能與周圍骨組織相差較大就有可能導致應力遮擋，一段時間后而出現周圍骨吸收，骨質疏松等現象，可以根據要植入部位骨組織的力學環境來設計支架(如考慮支架中鎂合金的含量以及結構)，使支架的整體力學性能盡量與周圍骨組織相近，以減少應力遮擋的危害。
4 結論
針對單純生物陶瓷支架力學強度差的問題，本文提出了制備雙管道鎂合金/生物陶瓷復合支架，首先設計并優化了具有互不連通雙管道(初級管道和次級管道)的支架結構，然后利用光固化快速成型技術結合凝膠注模法制備雙管道生物陶瓷支架，再利用低壓鑄造法向雙管道支架的次級管道中灌入熔化的AZ31鎂合金，冷卻后得到雙管道鎂合金/生物陶瓷復合支架，初級管道用于細胞附著、組織長入以及營養物質代謝，次級管道中灌注的鎂合金用于提高支架的強度，鎂合金/生物陶瓷復合支架的壓縮強度約為(17.25±0.88)MPa，大約為單管道生物陶瓷支架壓縮強度[(9.76±0.64)MPa]的1.8倍。鎂合金/生物陶瓷復合骨支架具有明顯的力學增強能力。
