楊蒙蒙，伍言龍，陳 旭,，任 輝，許 燕，周建平，劉亞雄

(1.季華實驗室，佛山 528200；2.新疆大學機械工程學院，烏魯木齊 830017；3.佛山科學技術學院機電工程與自動化學院，佛山 528000；4.西安交通大學機械制造系統(tǒng)工程國家重點實驗室，西安 710049)

0 引 言

生物玻璃陶瓷作為新一代可降解骨修復材料，具有良好的生物相容性、生物活性和骨傳導性，是極具潛力的骨替代材料[1-2]。然而傳統(tǒng)陶瓷植入物多采用凝膠注模、氣體發(fā)泡等方法成形，難以實現個性化骨植入物的制備[3-4]。

光固化技術是增材制造技術中具有高精度的打印技術，因可實現復雜結構及高分辨率結構的構建，而成為最有前途的3D打印技術之一，受到了廣泛關注[4-8]。利用光固化技術制備生物陶瓷骨植入物在骨修復領域具有許多優(yōu)勢，但生物陶瓷受粉體粒度影響，不僅在光固化成形工藝、結構、力學性能等方面存在很大的差異，在生物學性能上也存在較大差異化。李騰飛等[9]采用粉體中值粒徑D50為56.89 μm的硅酸鈣制備了多孔生物陶瓷支架，燒結后其X-Y方向收縮率為17.59%，Z方向收縮率達25.62%，抗壓強度為(1.78±0.22) MPa。化帥斌等[10]采用粉體中值粒徑D50為2.11 μm的羥基磷灰石制備了不同點陣結構的多孔生物陶瓷支架，經統(tǒng)計X-Y方向收縮率為26%～29%，Z方向收縮率為29%～31%，抗壓強度最大可達(3.16±1.32) MPa。劉春春[11]采用平均粒徑為20 nm的羥基磷灰石制備了多孔生物陶瓷支架，抗壓強度高達11.69 MPa。鄭孟杰等[12]和Xu等[13-14]分別對兩種粒度的生物玻璃陶瓷AP40mod骨支架的生物學性能進行了研究，均證實了AP40mod具備優(yōu)異的成骨性能，但兩者因微觀結構的不同導致降解性能存在顯著差異。由此可見，粒度作為影響微觀結構的重要因素之一，對生物玻璃陶瓷的力學性能和生物學性能均有著至關重要的影響。在光固化制備過程中，球磨工藝作為其中重要的環(huán)節(jié)，決定著漿料最終粉體粒度。然而，鮮有學者從制備工藝改變粒度這一角度出發(fā)，對生物玻璃陶瓷骨支架的光固化工藝、力學性能及生物學性能進行系統(tǒng)性研究。

為此，本文以光固化3D打印過程中粒度的變化為切入點，制備了球磨前后兩種不同粒度的生物玻璃陶瓷漿料，研究了生物玻璃陶瓷漿料的穩(wěn)定性、流變特性和固化特性，通過熱重分析繪制了相應的脫脂燒結曲線并對骨支架的表面質量、結構和力學性能進行了表征，最后對骨支架的降解性能進行了評價。

1 實 驗

1.1 材 料

光固化生物玻璃陶瓷漿料由生物玻璃陶瓷粉體、混雜體系樹脂、光引發(fā)劑、分散劑和光抑制劑混合組成。生物玻璃陶瓷粉體(AP40mod，德國聯邦材料研究與檢測研究所)主要成分為SiO2、CaO、P2O5、Na2O、MgO、K2O、CaF2，初始中值粒徑D50為34.70 μm。為分散脫脂溫度區(qū)間，緩解脫脂過程中發(fā)氣過大引起的開裂現象，采用混雜體系樹脂進行試驗，其組分的體積比為V(丙烯酸異冰片酯，IBOA) ∶V(1,6-己二醇二丙烯酸酯，HDDA) ∶V(三羥甲基丙烷三丙烯酸酯，TMPTA) ∶V(乙氧化季戊四醇四丙烯酸酯，PPTTA) ∶V(雙季戊四醇六丙烯酸酯，DPHA)=1 ∶1 ∶1 ∶1 ∶1。生物玻璃陶瓷漿料的組分比例如表1所示。

表1 生物玻璃陶瓷漿料組分比例和作用Table 1 Composition ratio and function of bioglass ceramic suspension

1.2 表征方法

采用黏度計(SNB-1，中國)對生物玻璃陶瓷漿料進行流變性能測試；采用光固化3D打印機(Jewelry-U30，中國)制備樣件；采用測厚儀和光學影像測量儀(三豐，日本)分別測量曝光時間1.0 s、1.5 s、2.0 s、2.5 s、3.0 s和3.5 s的固化厚度和橫向固化尺寸；利用激光共聚焦(OLS4000，日本)測量不同放置角度素胚成形面的表面質量；利用同步熱分析儀(TGA/DSC 3+，瑞士)對粉體中值粒徑D50為34.70 μm的素胚進行熱重分析，根據熱重分析繪制脫脂燒結曲線；采用升降式脫脂燒結爐(CHY-1712，中國)進行脫脂燒結；采用場發(fā)射掃描電子顯微鏡(SU-8000，日本)表征燒結后截面的微觀形貌；采用多功能靜力學試驗機(CMT4304，中國)測試樣件彎曲強度，彎曲試驗樣件的半徑為7.5 mm，厚度為2.8 mm，加載速度為0.5 mm/min，預載荷為50 N；采用微米X射線三維成像系統(tǒng)(Micro-CT，Y.CHEETAH，德國)對植入后的顱骨支架進行掃描和重建。

2 生物玻璃陶瓷漿料的制備與表征

2.1 生物玻璃陶瓷漿料的制備

采用超聲分散法和球磨法制備球磨前后不同粒度粉體的生物玻璃陶瓷漿料。

將體積分數為40%的原始粉體與混雜體系樹脂、其余添加劑混合并加熱至70 ℃，利用超聲分散法將生物玻璃陶瓷粉體與樹脂充分混合，再加入體積分數為10%的原始粉體，充分攪拌并冷卻至室溫，制得D50為34.70 μm的生物玻璃陶瓷漿料。將體積分數為50%的原始粉體與混雜體系樹脂、添加劑混合，以800 r/min的轉速在球磨機中球磨8 h，制得D50為2.80 μm的生物玻璃陶瓷漿料。采用激光粒度儀(BT-9300S，中國)測得生物玻璃陶瓷粉體的粒度分布如圖1所示。

圖1 生物玻璃陶瓷粉體的粒度分布Fig.1 Particle size distribution of bioglass ceramic powders

2.2 生物玻璃陶瓷漿料的穩(wěn)定性

圖2為生物玻璃陶瓷漿料的穩(wěn)定性測試。從圖2可看出：靜置6 h后各組漿料均無分層現象，此時漿料的穩(wěn)定性良好，適合打印樣件；靜置12 h后，粉體中值粒徑為34.70 μm的漿料出現分層現象，開始有少量上清液析出，粉體中值粒徑為2.80 μm的漿料仍保留較好的穩(wěn)定性；靜置2 d后，粉體中值粒徑為34.70 μm的漿料的分層現象更顯著，粉體中值粒徑為2.80 μm的漿料無明顯變化；靜置4 d后，粉體中值粒徑為34.70 μm的漿料上清液的含量有所增加，粉體中值粒徑為2.80 μm的漿料也開始有少量上清液析出。由此說明，小粒度粉體組成的生物玻璃陶瓷漿料的穩(wěn)定性優(yōu)于大粒度粉體組成的生物玻璃陶瓷漿料。

圖2 生物玻璃陶瓷漿料的穩(wěn)定性測試Fig.2 Stability test of bioglass ceramic suspension

2.3 生物玻璃陶瓷漿料的流變特性

圖3為生物玻璃陶瓷漿料的流變曲線。兩種漿料的黏度均呈現出非牛頓流體剪切變稠的特征。在同一轉速下，粉體中值粒徑為2.80 μm的漿料黏度為粉體中值粒徑為34.70 μm漿料黏度的1.5倍以上。粉體中值粒徑為34.70 μm的漿料黏度隨轉速的增加緩慢增加，并有趨于平穩(wěn)的趨勢；粉體中值粒徑為2.80 μm的漿料黏度也隨轉速的增加而增加，但增加的幅度不斷升高。對產生此現象的原因進行分析，一方面生物玻璃陶瓷粉體粒度越小其比表面積越大，小粒度粉體與樹脂的接觸面積較大，剪切過程中克服的阻力也較大，因此小粒度粉體漿料具有較大的黏度。另一方面單位體積下小粒度粉體的顆粒數較多，顆粒間的相互作用較強，更容易發(fā)生團聚現象，導致漿料的黏度較大[15-16]。從打印工藝角度來看，小粒度漿料的黏度較高，不利于打印，成形的失敗率較高。

圖3 生物玻璃陶瓷漿料的流變曲線Fig.3 Rheological curves of bioglass ceramic suspension

2.4 生物玻璃陶瓷漿料的固化特性

圖4為生物玻璃陶瓷漿料的固化特性曲線。固化厚度和過固化寬度隨曝光時間變化的擬合曲線均符合Beer-Lambert定律且高度統(tǒng)一[17-18]。由圖4可看出固化厚度隨曝光時間增加而增加，且在同一曝光時間下，大粒度粉體對應漿料的固化厚度和過固化寬度均大于小粒度粉體對應漿料的固化厚度和過固化寬度，這與楊溫鑫等[19]制備的金剛石樹脂漿料的固化特性結果相一致?？v向固化厚度改變是因為生物玻璃陶瓷顆粒作為散射源，粒度越小，單位體積內的散射源越多，總散射越大，紫外光穿透深度越低，固化厚度減小[20-21]；而過固化寬度減小是因為微米級生物玻璃陶瓷粉體粒度對過固化寬度產生了影響，即生物玻璃陶瓷粉體粒度越小，在固化邊緣造成的凸起越小。

圖4 生物玻璃陶瓷漿料的固化特性曲線Fig.4 Curing behavior curves of bioglass ceramic suspension

縱向和橫向固化系數分別表示縱向固化厚度方向對光的敏感度和橫向過固化寬度方向對光的敏感度[17]，縱向和橫向固化系數如表2所示?？v向固化系數隨粒度的減小由(33.88±1.10) μm-1減小至(27.40±0.97) μm-1，減小了19.13%，而橫向固化系數隨粒度的減小由(327.67±16.62) μm-1減小至(105.63±7.00) μm-1，減小了67.76%。與固化厚度相比，小粒度粉體生物玻璃陶瓷漿料對應的過固化寬度降低幅度更大，有利于減小橫向過固化寬度，提高成形精度。

表2 生物玻璃陶瓷漿料的固化系數Table 2 Curing coefficient of bioglass ceramic suspension

3 生物玻璃陶瓷骨支架的制備與表征

3.1 生物玻璃陶瓷骨支架的表面質量

光固化打印過程中，粉體粒度的大小將直接影響成形面的表面質量。為探索粉體粒度對成形面(層與層相互疊加的平面)精度的影響，測量了待測面與成形平臺呈不同角度樣件的粗糙度，其結果如圖5所示。待測面的粗糙度隨擺放角度的增加總體呈先增加再減小的趨勢，而在同一擺放角度下，小粒度粉體制備的樣件對應著較小的粗糙度。這是因為擺放角度越大，待測面越傾斜，造成的臺階效應越明顯，即粗糙度越大。而小粒度樣件因粒度小，在固化面的突出部位較少，導致其固化面的粗糙度較小。由此可知，粉體粒度減小利于提高成形面的表面質量。

圖5 生物玻璃陶瓷骨支架的成形面粗糙度Fig.5 Roughness of forming surface of bioglass ceramic bone scaffold

3.2 生物玻璃陶瓷骨支架的脫脂燒結工藝

素胚的TG-DSC曲線如圖6(a)所示。在0～300 ℃，發(fā)氣量較少，基本保持平穩(wěn)狀態(tài)。390 ℃處，素胚的熱流量達到最大值,為1.50 W/g。當溫度升至490 ℃時，素胚的熱流量達到第二個峰值,為1.03 W/g，此時剩余質量分數為74.16%。而當溫度達到550 ℃時，素胚的質量不再發(fā)生變化，但熱流量仍在減少。為保證脫脂過程中氣體的完全排出，同時避免脫脂過程中的開裂，結合生物玻璃陶瓷供應方給出的保溫點，制定相應的素胚脫脂燒結曲線圖，如圖6(b)所示。根據熱重分析，保溫點分別設置為390 ℃、490 ℃和600 ℃，保溫時間為1 h。300 ℃以下時，素胚的分解反應尚未開始，因此設置較高的升溫速率(5 ℃/min)以減少熱處理時間；300～600 ℃，素胚的分解反應較為劇烈，需設置較低的升溫速率(0.5 ℃/min)避免發(fā)氣量過大引起素胚開裂；600 ℃之后，脫脂階段基本完成，進入燒結階段，升溫速率設置為5 ℃/min，其中在最高燒結點保溫2.5 h，其余保溫點各保溫1 h。素胚與燒結后的骨支架如圖7所示，素胚由于石墨的存在，整體呈灰色，經高溫脫脂燒結后，樹脂和石墨排出，顏色由灰色變?yōu)榘咨w積有一定收縮，表面完好無缺陷。

圖6 素胚TG-DSC曲線與脫脂燒結曲線Fig.6 TG-DSC curves and debinding sintering curve of green bone scaffold

圖7 素胚與燒結后骨支架(D50=34.70 μm)Fig.7 Green bone scaffold and sintered bone scaffold(D50=34.70 μm)

3.3 生物玻璃陶瓷骨支架的微觀結構

圖8為生物玻璃陶瓷骨支架燒結后斷面的微觀結構。從圖中可看出，粉體中值粒徑為34.70 μm的樣件斷面組織疏松，顆粒形狀不規(guī)則，顆粒與顆粒之間的接觸不充分，燒結頸不易形成；粉體中值粒徑為2.80 μm的樣件斷面組織排列較為緊密，顆粒與顆粒間緊密接觸，相互融合，具有較高的致密性。由此說明，小粒度樣件微觀結構的致密度遠大于大粒度樣件。

圖8 生物玻璃陶瓷骨支架燒結后斷面微觀結構Fig.8 Microstructure of cross section of bioglass ceramic bone scaffold after sintering

3.4 生物玻璃陶瓷骨支架的收縮率、致密度

生物玻璃陶瓷骨支架各向收縮率如圖9所示。由圖可看出，樣件Z向收縮率略高于X-Y向，存在各向異性，這是因為Z向為層累積的方向，層與層相互累積過程中生物玻璃陶瓷顆粒的緊密程度低于X-Y向層內部的生物玻璃陶瓷顆粒[22]。生物玻璃陶瓷樣件X-Y向收縮率隨粉體粒度的減小由(7.42±0.95)%增加至(16.80±0.54)%，增加了(9.38±1.09)%，Z向收縮率隨粉體粒度的減小由(7.63±0.91)%增加至(17.95±0.65)%，增加了(10.32±1.12)%。與大粒度的生物玻璃陶瓷粉體相比，小粒度的生物玻璃陶瓷粉體在燒結過程中能夠更有效地相互融合，增加顆粒間的結合能力，提高樣件的致密度和機械性能。

圖9 生物玻璃陶瓷骨支架收縮率Fig.9 Shrinkage rate of bioglass ceramic bone scaffold

表3為生物玻璃陶瓷骨支架的致密度。由表可見，致密度隨粒度的減小由(77.67±1.27)%增加至(95.03±1.66)%，小粒度粉體對應較大的致密度是因為小粒度粉體間顆粒結合得更緊密，微觀孔隙更少，因此收縮率和致密度較大。此外，同等條件下小粒度粉體間的接觸面積較大，顆粒間的燒結頸易形成，制備的樣件結構更致密，缺陷也更少[23]。

表3 生物玻璃陶瓷骨支架致密度Table 3 Density of bioglass ceramic bone scaffold

3.5 生物玻璃陶瓷骨支架的彎曲強度

表4為生物玻璃陶瓷骨支架彎曲強度。由表可看出，粉體中值粒徑為34.70 μm樣件的彎曲強度為(8.12±2.67) MPa，而粉體中值粒徑為2.80 μm樣件的彎曲強度高達(58.63±8.19) MPa，是粉體中值粒徑為34.70 μm樣件強度的7.22倍，強度增加效果顯著。這是因為小粒度粉體間的排列更緊密，有利于燒結過程中各個顆粒間的相互融合，增加了有效黏結面積，減小了微觀缺陷，促使樣件結構致密度和力學性能提高。粉體粒度能夠影響燒結過程中的微觀結構，從而使樣件表現出不同的收縮率、致密度和力學性能，即小粒度粉體的結構更致密，收縮率更大，力學性能更優(yōu)異。

表4 生物玻璃陶瓷骨支架彎曲強度Table 4 Bending strength of bioglass ceramic bone scaffold

4 生物玻璃陶瓷骨支架的顱骨修復植入及降解性能

4.1 顱骨修復植入

動物試驗采用SD雄性大鼠，8周，共8只，基于隨機原則將其分成兩組，切開大鼠顱骨表面皮膚和骨膜并鈍性分離骨膜，暴露大鼠顱骨表面，生理鹽水下使用慢速機頭在顱骨正中制作直徑為Φ8 mm的全層極限缺損，保留硬腦膜，分別將粉體中值粒徑D50為34.70 μm的樣件和粉體中值粒徑D50為2.80 μm的樣件植入缺損區(qū)，后將創(chuàng)口縫合，其步驟如圖10所示。

圖10 顱骨缺損、植入和修復試驗步驟Fig.10 Experimental procedures of skull defect，implantation and repair

植入過程中支架與顱骨缺損部位吻合性良好，術后動物單獨飼養(yǎng)，未見明顯異常和感染情況。

4.2 術后降解性能

支架植入2個月后的Micro-CT掃描結果如圖11所示。粉體中值粒徑為34.70 μm支架的灰度值與骨骼的灰度值相近，而粉體中值粒徑為2.80 μm支架的灰度值明顯高于正常骨組織，可推測粉體中值粒徑為34.70 μm的骨支架發(fā)生了降解，此外，在兩組支架的孔隙處均可發(fā)現有新骨長入，如圖11箭頭所示。

圖11 術后2個月的Micro-CT掃描圖Fig.11 Micro-CT scan images at 2 months after operation

為進一步評價降解性能，通過Micro-CT進行重建，如圖12所示。經計算，粉體中值粒徑為34.70 μm支架和粉體中值粒徑為2.80 μm支架的降解率分別為(9.91±1.26)%與(1.88±0.60)%，粉體中值粒徑為34.70 μm支架的降解率顯著大于粉體中值粒徑為2.80 μm支架。這是因為降解過程是通過體液腐蝕溶解和細胞活動作用兩種方式進行的，而小粒度粉體的支架結構較致密，微觀孔隙少，限制體液進入材料的微觀結構中，減小了體液與支架的接觸面積，抑制了體液對支架微觀結構的腐蝕[24]?？梢姺垠w粒度大小對生物玻璃陶瓷的降解性能存在較為顯著的影響，粉體粒度小的支架結構較致密，不利于降解。

圖12 術后2個月的Micro-CT重建圖Fig.12 Micro-CT reconstruction images at 2 months after operation

由此可知，通過調節(jié)生物玻璃陶瓷粉體粒度的大小可調控骨支架降解速率。相應地，生物玻璃陶瓷粉體粒度的變化同時也影響著最終的力學性能。對于承受較大應力骨支架的制備應優(yōu)先選擇小粒度的生物玻璃陶瓷粉體，以獲得優(yōu)異的力學性能為首要目標，并在降解性能方面作出犧牲。

5 結 論

(1)同一固相含量下，小粒度粉體對應生物玻璃陶瓷漿料的穩(wěn)定性優(yōu)于大粒度粉體；不同粒度粉體的生物玻璃陶瓷漿料黏度均呈現剪切變稠的趨勢，但小粒度粉體漿料的黏度更大；小粒度粉體漿料的固化厚度和過固化寬度均小于大粒度，且小粒度粉體漿料制備樣件成形面的表面質量更高。

(2)根據熱重分析制定相應的脫脂燒結曲線，燒結后顆粒相互融合，小粒度顆粒間融合得最為充分，且小粒度粉體樣件的收縮率、致密度和彎曲強度均大于大粒度。

(3)顱骨修復植入試驗證明，小粒度粉體支架的結構較致密，不利于降解，植入體內2個月后有新骨長入的趨勢。