引用本文： 連芩, 莊佩, 李常海, 靳忠民, 李滌塵. 3-D打印雙管道聚乳酸/β-磷酸三鈣生物陶瓷復合材料支架的力學性能研究. 中國修復重建外科雜志, 2014, 28(3): 309-313. doi: 10.7507/1002-1892.20140070 復制
骨組織工程為骨缺損修復提供了新思路，具有巨大發展潛力。多孔支架是構建組織工程骨的三大要素之一，可作為細胞相互作用及細胞外基質生成的基體，同時為新生組織提供結構支撐[1-2]。盡管生物陶瓷材料，如β-磷酸三鈣（β-tricalcium phosphate，β-TCP） 和羥基磷灰石等具有良好的生物活性、生物相容性以及成骨性，其中β-TCP支架還在骨形成效果、降解速率方面有顯著優勢[3-4]，但骨骼是維持生物形態的關鍵器官，生物陶瓷支架力學強度差，限制了其臨床應用。添加可調節力學性能（如拉伸強度、彈性模量）和物理性能（如降解速率）的高分子有機聚合物，制備復合材料支架是改進生物陶瓷支架強度的有效途徑。有研究將多孔β-TCP 生物陶瓷支架分別浸入熔融的聚乳酸（polylactic acid，PLA）和聚已內酯（polycaprolactone，PCL），使其滲入支架孔隙，獲得了力學強度更高的復合材料支架[5]。但該支架因宏觀孔隙充滿了PCL或PLA，植入體內后再生組織難以長入支架。
為解決這一問題，本課題組提出制備雙管道PLA/β-TCP生物陶瓷復合材料支架（簡稱雙管道復合支架），即支架內部具有初、次兩級管道，它們相互交錯，互不連通。其中，初級管道用于細胞附著、組織長入以及營養物質代謝；次級管道用來填充PLA，增強支架力學強度。由于管道結構復雜且可控性要求高，我們采用3-D打印技術中的光固化原型工藝（stereolithography，SL）制造該支架。SL技術是3-D打印技術應用于組織工程支架制造中的一種典型方法[6]，具有快速制造精細結構的特點。
我們前期研究通過結合SL技術和凝膠注模的光固化間接成型法，成功制造了可控性能優良的生物陶瓷支架[6-8]，本次研究在此基礎上探討高分子材料和生物陶瓷多孔復合材料支架的制造方法。具體內容包括設計并利用有限元方法分析具有互不連通、兩級管道支架結構的斷裂條件，建立基于SL技術制備雙管道復合支架的方法，并檢測和分析其形貌和力學性能特征，研究PLA的灌入對雙管道復合支架力學性能的作用機制。
1 材料與方法
1.1 支架結構設計
雙管道復合支架模型外部尺寸為9.6 mm × 9.0 mm ×9.0 mm，管道直徑為600 μm，各級相鄰管道間距離為2 400 μm（圖 1 a）；設計的初級管道和次級管道間互不連通（圖 1 b）。初級管道用于細胞附著、組織長入以及營養物質代謝，次級管道灌注PLA用于提高支架強度。為研究PLA的灌注對雙管道復合支架力學性能的影響，同時設計了具有與雙管道復合支架相同宏觀孔隙率、但僅有初級管道的單管道多孔β-TCP生物陶瓷支架（簡稱單管道支架）作為對照（圖 1 c）。
圖1
兩種支架模型 ? 雙管道復合支架外觀 ? 雙管道復合支架內部管道結構 單管道支架外觀 ? ?1.2 有限元分析
利用ABAQUS/Standard6.12有限元分析軟件（Simulia 公司，美國）模擬在單軸壓縮情況下兩種支架內部應力分布。為減少計算時間，取支架模型的1/4作為分析模型，將支架置于2個平行剛性平板間，生物陶瓷與PLA之間設置為tie約束，支架上、下表面與剛性平板之間設置為無摩擦接觸，底部的剛性平板全約束，頂部的剛性平板可以上下移動，在頂部剛性平板上施加150 N壓力（相當于在整個支架模型上面施加600 N壓力）。見圖 2。
由于β-TCP生物陶瓷是脆性材料，失效的主要形式是斷裂，故參照文獻[9]用最大拉應力理論（第一強度理論）作為其斷裂準則，即只要最大拉應力達到與材料性質有關的某一極限值就發生斷裂。由于ABAQUS/Standard6.12有限元分析軟件中最大拉應力對應于第一主應力，因此將燒結的β-TCP生物陶瓷支架的極限拉應力作為有限元分析的臨界第一主應力，即假定當支架在力學作用下第一主應力達到此臨界第一主應力時，判定支架開始失效。
分析中采用的β-TCP生物陶瓷和PLA的彈性模量均由實驗測得。測量方法：將直徑約8 mm、高約12 mm的β-TCP燒結實體或PLA進行壓縮實驗（n=5），加載速率0.5 mm/min，根據應力-應變曲線，得到其彈性模量分別為（2.50 ± 0.42）GPa和（0.98 ± 0.08）GPa。泊松比從文獻中獲取，分別為0.28[10]和0.36[5]。所用單元類型為C3D10M（10節點四面體單元），單元長度為0.5 mm。
1.3 支架的制備
1.3.1 雙管道復合支架
本研究所用PLA購自深圳光華偉業實業有限公司，相對分子質量60 ×103；β-TCP生物陶瓷粉末購自上海貝奧路生物材料有限公司，顆粒粒徑約2 μm。
首先根據設計的雙管道復合支架模型，運用布爾運算得到支架負型模型，將負型模型數據導入SPS450光固化快速成型機（西安交通大學自主研發），制造樹脂模具。根據文獻[7]方法配制β-TCP生物陶瓷漿料，將其灌注至樹脂模具中，固化后在真空冷凍干燥機中干燥，然后放入高溫電阻爐進行脫模燒結，得到雙管道β-TCP生物陶瓷支架。
向雙管道β-TCP生物陶瓷支架的次級管道中填充PLA制備雙管道復合支架，制備流程見圖 3。為保證熔化的PLA僅灌注至支架次級管道而不進入初級管道，設計和制備β-TCP生物陶瓷支架時暫時將絕大部分初級管道隱藏于支架內部，而暴露部分不與熔化的PLA接觸。待PLA灌入支架的次級管道并冷卻后，經后處理暴露支架初級管道，即得到雙管道復合支架。
1.3.2 單管道支架
單管道支架制備方法與雙管道復合支架一致。首先設計單管道支架負型模型，將負型模型數據導入SPS450光固化快速成型機中制備樹脂模具，然后灌注β-TCP生物陶瓷漿料，真空下冷凍干燥，脫模燒結，獲得單管道支架。
1.4 觀測指標
1.4.1 形貌觀察
肉眼觀察兩種支架結構。采用 VHX-600高倍數碼光鏡（Keyence公司，日本）、S-3000N 掃描電鏡（Hitachi公司，日本）觀察雙管道復合支架內部管道結構以及PLA與β-TCP生物陶瓷結合處的界面結構。
1.4.2 孔隙率測定
利用重量測定法[11]，根據以下公式測定兩種支架總孔隙率P總（即微觀孔隙率和宏觀孔隙率之和）：P總=（1－Ds/Dm）×100%。其中Ds為單管道支架的表觀密度（支架質量/支架的表觀體積），即將支架作為實體時的體積，為（1.250 ± 0.053）g/cm3；Dm為β-TCP生物陶瓷材料的密度，為3.14 g/cm3[8]。然后根據以下公式計算單管道生物陶瓷支架的宏觀孔隙率P宏：P宏=（1－Ds/Dso）×100%，其中Dso為雙管道復合支架的表觀密度，為（1.567 ± 0.023）g/cm3。
1.4.3 力學壓縮性能
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）對兩種支架（n=5）進行靜態壓縮力學性能（壓縮力學強度）測定，壓縮加載速度為0.5 mm/min，溫度為室溫。
2 結果
2.1 有限元分析
兩種支架陶瓷部分的第一主應力分布云圖顯 示，單管道支架所受應力小于雙管道復合支架，即支架承受壓縮載荷時，單管道支架的壓縮強度更大。見圖 4。
2.2 形貌觀察
兩種支架的結構與設計相同，支架上初級管道均相互連通且無PLA；雙管道復合支架的次級管道中已填充了PLA。見圖 5。
高倍數碼光鏡觀察顯示，與填充PLA前比較，雙管道復合支架次級管道內填充的PLA與周圍β-TCP生物陶瓷結合緊密，PLA不僅完全滲入次級管道中，還有一部分繼續向β-TCP生物陶瓷內部滲透，在PLA和β-TCP之間形成了一個新的界面層（圖 6）。
掃描電鏡可清晰觀察到β-TCP生物陶瓷和PLA之間有3個明顯層次，分別為PLA部分、PLA滲入β-TCP生物陶瓷的界面部分和β-TCP部分。滲入至β-TCP生物陶瓷微觀孔隙中的PLA呈條狀，并覆蓋了β-TCP生物陶瓷的微觀多孔。見圖 7。
2.3 孔隙率測定
單管道支架的P總為60.18% ± 1.70%，雙管道復合支架由于部分PLA滲入至β-TCP生物陶瓷的微觀孔隙中，P總略低于前者，為50.11% ± 0.74%；二者P宏相同，為20.22% ± 3.40%。
2.4 力學壓縮性能
單管道支架和雙管道復合支架的典型壓縮應力-應變曲線見圖 8，最大壓縮強度分別為（9.76 ± 0.64） MPa和（21.25 ± 1.15）MPa。
3 討論
近年來有關提高生物陶瓷支架強度的研究較多，其中通過復合有機高分子生物材料是常見方法之一。有研究將多孔生物陶瓷支架直接置入熔化的PLA或PCL中，使得PLA或PCL滲入支架的宏觀孔隙中，制備出力學性能較原始生物陶瓷支架增強的復合材料支架[5]。支架植入體內必須有供細胞附著、組織長入及營養物質代謝的管道，而該復合材料支架的宏觀孔隙填滿了PLA或PCL，所以缺少此類管道。本研究設計的雙管道復合支架具有互不連通的兩級管道，其中次級管道用于灌注PLA來提高支架的力學性能，初級管道則用于細胞附著、組織長入以及營養物質代謝。
本研究對雙管道復合支架的力學性能進行了模擬壓縮實驗的有限元分析和力學壓縮性能實驗，并與單管道支架比較，結果顯示兩者相差較大。有限元分析顯示，單管道支架所受應力小于雙管道復合支架陶瓷部分的應力，即向支架施加壓縮載荷時，單管道支架的壓縮強度大于雙管道復合支架；但力學壓縮性能實驗結果顯示，雙管道復合支架的最大壓縮強度顯著高于單管道支架。其他研究也得出類似結果[5]，其原因為陶瓷支架在燒結過程中會產生微小的裂紋缺陷，而熔化的有機物在灌入支架孔隙時會修復這些缺陷，導致復合材料支架的實際力學強度高于有限元分析結果。雙管道復合支架形貌觀察發現，PLA在填滿次級管道同時會向生物陶瓷的微觀孔隙中滲透，在PLA和生物陶瓷交界處形成新的界面層，由于PLA的滲入使得該界面層變得比較致密，從而進一步在整體上提高了支架強度。
雙管道復合支架和單管道支架具有相同的宏觀孔隙率，但由于PLA滲入生物陶瓷的微觀孔隙，從而使雙管道復合支架的總孔隙率略小于單管道支架。而總孔隙率與支架的降解速率有關，對于生物陶瓷支架而言，總孔隙率越大支架越容易降解。由于PLA比β-TCP生物陶瓷降解得快，提示雙管道復合支架次級管道中的PLA會首先降解，降解后留下的空間會供細胞附著、組織長入以及營養物質代謝，因而植入體內后雙管道復合支架將比單管道支架更快地獲得更大的宏觀孔隙率，但該結論有待進一步研究證實。
本研究主要針對多孔生物陶瓷支架力學強度差的問題，基于3-D打印技術探索了一種雙管道復合支架的制造方法，并結合有限元和力學性能實驗研究PLA的灌入對多孔生物陶瓷支架力學性能的作用原理。結果表明，利用3-D打印技術可制造具有復雜結構且可控的雙管道復合支架，其壓縮力學強度因PLA對微小缺陷的修復以及向陶瓷微觀孔隙的滲透作用而較單管道支架有顯著提高。
骨組織工程為骨缺損修復提供了新思路，具有巨大發展潛力。多孔支架是構建組織工程骨的三大要素之一，可作為細胞相互作用及細胞外基質生成的基體，同時為新生組織提供結構支撐[1-2]。盡管生物陶瓷材料，如β-磷酸三鈣（β-tricalcium phosphate，β-TCP） 和羥基磷灰石等具有良好的生物活性、生物相容性以及成骨性，其中β-TCP支架還在骨形成效果、降解速率方面有顯著優勢[3-4]，但骨骼是維持生物形態的關鍵器官，生物陶瓷支架力學強度差，限制了其臨床應用。添加可調節力學性能（如拉伸強度、彈性模量）和物理性能（如降解速率）的高分子有機聚合物，制備復合材料支架是改進生物陶瓷支架強度的有效途徑。有研究將多孔β-TCP 生物陶瓷支架分別浸入熔融的聚乳酸（polylactic acid，PLA）和聚已內酯（polycaprolactone，PCL），使其滲入支架孔隙，獲得了力學強度更高的復合材料支架[5]。但該支架因宏觀孔隙充滿了PCL或PLA，植入體內后再生組織難以長入支架。
為解決這一問題，本課題組提出制備雙管道PLA/β-TCP生物陶瓷復合材料支架（簡稱雙管道復合支架），即支架內部具有初、次兩級管道，它們相互交錯，互不連通。其中，初級管道用于細胞附著、組織長入以及營養物質代謝；次級管道用來填充PLA，增強支架力學強度。由于管道結構復雜且可控性要求高，我們采用3-D打印技術中的光固化原型工藝（stereolithography，SL）制造該支架。SL技術是3-D打印技術應用于組織工程支架制造中的一種典型方法[6]，具有快速制造精細結構的特點。
我們前期研究通過結合SL技術和凝膠注模的光固化間接成型法，成功制造了可控性能優良的生物陶瓷支架[6-8]，本次研究在此基礎上探討高分子材料和生物陶瓷多孔復合材料支架的制造方法。具體內容包括設計并利用有限元方法分析具有互不連通、兩級管道支架結構的斷裂條件，建立基于SL技術制備雙管道復合支架的方法，并檢測和分析其形貌和力學性能特征，研究PLA的灌入對雙管道復合支架力學性能的作用機制。
1 材料與方法
1.1 支架結構設計
雙管道復合支架模型外部尺寸為9.6 mm × 9.0 mm ×9.0 mm，管道直徑為600 μm，各級相鄰管道間距離為2 400 μm（圖 1 a）；設計的初級管道和次級管道間互不連通（圖 1 b）。初級管道用于細胞附著、組織長入以及營養物質代謝，次級管道灌注PLA用于提高支架強度。為研究PLA的灌注對雙管道復合支架力學性能的影響，同時設計了具有與雙管道復合支架相同宏觀孔隙率、但僅有初級管道的單管道多孔β-TCP生物陶瓷支架（簡稱單管道支架）作為對照（圖 1 c）。
圖1
兩種支架模型 ? 雙管道復合支架外觀 ? 雙管道復合支架內部管道結構 單管道支架外觀 ? ?1.2 有限元分析
利用ABAQUS/Standard6.12有限元分析軟件（Simulia 公司，美國）模擬在單軸壓縮情況下兩種支架內部應力分布。為減少計算時間，取支架模型的1/4作為分析模型，將支架置于2個平行剛性平板間，生物陶瓷與PLA之間設置為tie約束，支架上、下表面與剛性平板之間設置為無摩擦接觸，底部的剛性平板全約束，頂部的剛性平板可以上下移動，在頂部剛性平板上施加150 N壓力（相當于在整個支架模型上面施加600 N壓力）。見圖 2。
由于β-TCP生物陶瓷是脆性材料，失效的主要形式是斷裂，故參照文獻[9]用最大拉應力理論（第一強度理論）作為其斷裂準則，即只要最大拉應力達到與材料性質有關的某一極限值就發生斷裂。由于ABAQUS/Standard6.12有限元分析軟件中最大拉應力對應于第一主應力，因此將燒結的β-TCP生物陶瓷支架的極限拉應力作為有限元分析的臨界第一主應力，即假定當支架在力學作用下第一主應力達到此臨界第一主應力時，判定支架開始失效。
分析中采用的β-TCP生物陶瓷和PLA的彈性模量均由實驗測得。測量方法：將直徑約8 mm、高約12 mm的β-TCP燒結實體或PLA進行壓縮實驗（n=5），加載速率0.5 mm/min，根據應力-應變曲線，得到其彈性模量分別為（2.50 ± 0.42）GPa和（0.98 ± 0.08）GPa。泊松比從文獻中獲取，分別為0.28[10]和0.36[5]。所用單元類型為C3D10M（10節點四面體單元），單元長度為0.5 mm。
1.3 支架的制備
1.3.1 雙管道復合支架
本研究所用PLA購自深圳光華偉業實業有限公司，相對分子質量60 ×103；β-TCP生物陶瓷粉末購自上海貝奧路生物材料有限公司，顆粒粒徑約2 μm。
首先根據設計的雙管道復合支架模型，運用布爾運算得到支架負型模型，將負型模型數據導入SPS450光固化快速成型機（西安交通大學自主研發），制造樹脂模具。根據文獻[7]方法配制β-TCP生物陶瓷漿料，將其灌注至樹脂模具中，固化后在真空冷凍干燥機中干燥，然后放入高溫電阻爐進行脫模燒結，得到雙管道β-TCP生物陶瓷支架。
向雙管道β-TCP生物陶瓷支架的次級管道中填充PLA制備雙管道復合支架，制備流程見圖 3。為保證熔化的PLA僅灌注至支架次級管道而不進入初級管道，設計和制備β-TCP生物陶瓷支架時暫時將絕大部分初級管道隱藏于支架內部，而暴露部分不與熔化的PLA接觸。待PLA灌入支架的次級管道并冷卻后，經后處理暴露支架初級管道，即得到雙管道復合支架。
1.3.2 單管道支架
單管道支架制備方法與雙管道復合支架一致。首先設計單管道支架負型模型，將負型模型數據導入SPS450光固化快速成型機中制備樹脂模具，然后灌注β-TCP生物陶瓷漿料，真空下冷凍干燥，脫模燒結，獲得單管道支架。
1.4 觀測指標
1.4.1 形貌觀察
肉眼觀察兩種支架結構。采用 VHX-600高倍數碼光鏡（Keyence公司，日本）、S-3000N 掃描電鏡（Hitachi公司，日本）觀察雙管道復合支架內部管道結構以及PLA與β-TCP生物陶瓷結合處的界面結構。
1.4.2 孔隙率測定
利用重量測定法[11]，根據以下公式測定兩種支架總孔隙率P總（即微觀孔隙率和宏觀孔隙率之和）：P總=（1－Ds/Dm）×100%。其中Ds為單管道支架的表觀密度（支架質量/支架的表觀體積），即將支架作為實體時的體積，為（1.250 ± 0.053）g/cm3；Dm為β-TCP生物陶瓷材料的密度，為3.14 g/cm3[8]。然后根據以下公式計算單管道生物陶瓷支架的宏觀孔隙率P宏：P宏=（1－Ds/Dso）×100%，其中Dso為雙管道復合支架的表觀密度，為（1.567 ± 0.023）g/cm3。
1.4.3 力學壓縮性能
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）對兩種支架（n=5）進行靜態壓縮力學性能（壓縮力學強度）測定，壓縮加載速度為0.5 mm/min，溫度為室溫。
2 結果
2.1 有限元分析
兩種支架陶瓷部分的第一主應力分布云圖顯 示，單管道支架所受應力小于雙管道復合支架，即支架承受壓縮載荷時，單管道支架的壓縮強度更大。見圖 4。
2.2 形貌觀察
兩種支架的結構與設計相同，支架上初級管道均相互連通且無PLA；雙管道復合支架的次級管道中已填充了PLA。見圖 5。
高倍數碼光鏡觀察顯示，與填充PLA前比較，雙管道復合支架次級管道內填充的PLA與周圍β-TCP生物陶瓷結合緊密，PLA不僅完全滲入次級管道中，還有一部分繼續向β-TCP生物陶瓷內部滲透，在PLA和β-TCP之間形成了一個新的界面層（圖 6）。
掃描電鏡可清晰觀察到β-TCP生物陶瓷和PLA之間有3個明顯層次，分別為PLA部分、PLA滲入β-TCP生物陶瓷的界面部分和β-TCP部分。滲入至β-TCP生物陶瓷微觀孔隙中的PLA呈條狀，并覆蓋了β-TCP生物陶瓷的微觀多孔。見圖 7。
2.3 孔隙率測定
單管道支架的P總為60.18% ± 1.70%，雙管道復合支架由于部分PLA滲入至β-TCP生物陶瓷的微觀孔隙中，P總略低于前者，為50.11% ± 0.74%；二者P宏相同，為20.22% ± 3.40%。
2.4 力學壓縮性能
單管道支架和雙管道復合支架的典型壓縮應力-應變曲線見圖 8，最大壓縮強度分別為（9.76 ± 0.64） MPa和（21.25 ± 1.15）MPa。
3 討論
近年來有關提高生物陶瓷支架強度的研究較多，其中通過復合有機高分子生物材料是常見方法之一。有研究將多孔生物陶瓷支架直接置入熔化的PLA或PCL中，使得PLA或PCL滲入支架的宏觀孔隙中，制備出力學性能較原始生物陶瓷支架增強的復合材料支架[5]。支架植入體內必須有供細胞附著、組織長入及營養物質代謝的管道，而該復合材料支架的宏觀孔隙填滿了PLA或PCL，所以缺少此類管道。本研究設計的雙管道復合支架具有互不連通的兩級管道，其中次級管道用于灌注PLA來提高支架的力學性能，初級管道則用于細胞附著、組織長入以及營養物質代謝。
本研究對雙管道復合支架的力學性能進行了模擬壓縮實驗的有限元分析和力學壓縮性能實驗，并與單管道支架比較，結果顯示兩者相差較大。有限元分析顯示，單管道支架所受應力小于雙管道復合支架陶瓷部分的應力，即向支架施加壓縮載荷時，單管道支架的壓縮強度大于雙管道復合支架；但力學壓縮性能實驗結果顯示，雙管道復合支架的最大壓縮強度顯著高于單管道支架。其他研究也得出類似結果[5]，其原因為陶瓷支架在燒結過程中會產生微小的裂紋缺陷，而熔化的有機物在灌入支架孔隙時會修復這些缺陷，導致復合材料支架的實際力學強度高于有限元分析結果。雙管道復合支架形貌觀察發現，PLA在填滿次級管道同時會向生物陶瓷的微觀孔隙中滲透，在PLA和生物陶瓷交界處形成新的界面層，由于PLA的滲入使得該界面層變得比較致密，從而進一步在整體上提高了支架強度。
雙管道復合支架和單管道支架具有相同的宏觀孔隙率，但由于PLA滲入生物陶瓷的微觀孔隙，從而使雙管道復合支架的總孔隙率略小于單管道支架。而總孔隙率與支架的降解速率有關，對于生物陶瓷支架而言，總孔隙率越大支架越容易降解。由于PLA比β-TCP生物陶瓷降解得快，提示雙管道復合支架次級管道中的PLA會首先降解，降解后留下的空間會供細胞附著、組織長入以及營養物質代謝，因而植入體內后雙管道復合支架將比單管道支架更快地獲得更大的宏觀孔隙率，但該結論有待進一步研究證實。
本研究主要針對多孔生物陶瓷支架力學強度差的問題，基于3-D打印技術探索了一種雙管道復合支架的制造方法，并結合有限元和力學性能實驗研究PLA的灌入對多孔生物陶瓷支架力學性能的作用原理。結果表明，利用3-D打印技術可制造具有復雜結構且可控的雙管道復合支架，其壓縮力學強度因PLA對微小缺陷的修復以及向陶瓷微觀孔隙的滲透作用而較單管道支架有顯著提高。
