医用生物可降解镁植入物的增材制造挑战和解决方案

工程6（2020）1267研究医用添加剂制造-制品生物可降解镁植入物增材制造的挑战和解决方案王银川a，b，#，付鹏怀a，b，#，王南青a，b，彭黎明a，b，康斌c，曾辉c，王伟，袁广银a，b，c，丁文江a，b，c上海交通大学材料科学与工程学院金属基复合材料国家重点实验室轻合金净成形国家工程研究中心b上海材料创新研究院，中国c北京大学深圳医院骨关节外科国家地方骨科生物材料联合工程研究中心，深圳518036阿提奇莱因福奥文章历史记录：收到2019年2019年12月19日修订2020年2月20日接受2020年8月25日网上发售保留字：增材制造选择性激光熔化生物降解镁合金组织工程支架表面处理A B S T R A C T由于其能够制造几何复杂结构，增材制造（AM）技术为生产可生物降解的金属植入物提供了前所未有的机会-特别是使用镁合金，其表现出适当的机械性能和出色的生物相容性。然而，许多挑战阻碍了AM加工的可生物降解的Mg基植入物的制造，例如Mg粉末制备的困难、粉末飞溅和AM过程期间的裂纹形成。在目前的工作中，AM处理的镁部件的挑战进行了分析，并提出了解决这些挑战的方法。首次合成了表面光滑、圆整度好的新型镁基合金（Mg-Nd-Zn-Zr合金，JDBM）粉末，并对镁基合金的AM工艺参数进行了优化。基于优化的工艺参数，采用选择性激光熔融法（SLM）制备了仿生、金刚石和螺旋体三种不同结构的JDBM多孔支架，并对其力学性能和降解行为进行了评价。最后，选择性能最好的螺旋状支架进行二水磷酸二钙（DCPD）涂层处理，大大抑制了降解速率，提高了细胞相容性，有望作为骨组织工程支架应用于临床。©2020 THE COUNTORS.Elsevier LTD代表中国工程院出版，高等教育出版社有限公司。这是一篇CC BY-NC-ND许可下的开放获取文章（http://creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/）。1. 介绍近年来，生物可降解金属材料受到广泛关注，特别是在骨科应用中，因为它们具有优异的生物降解性和机械性能[1其中，镁及其合金被誉为具有革命性意义的生物材料，已得到广泛的研究和临床探索[4它们的机械性能与天然骨相似;因此，这些物质可以避免弹性模量不匹配引起的应力屏蔽效应[7，8]。此外，镁是人体中第四丰富的元素，对人体代谢至关重要[9]。此外，镁离子已被发现是至关重要的骨*通讯作者。电 子 邮 件地 址 ：zenghui_36@163.com（ H.Zeng ） ，gyyuan@sjtu.edu.cn（G.元）。#这些作者对这项工作做出了同样的[10,11]治与疗[10,11]然而，纯镁和某些镁基合金在生理环境中的高降解率抑制了其进一步的临床应用[12]。我们小组开发的一种 已对下颌骨骨折用JDBM螺钉和JDBM心血管支架进行了长期体内降解研究，实验结果验证了其用于医疗植入的潜力[14，15]。然而，这些报道的Mg基植入物主要通过常规制造工艺制造，其在复杂几何形状和期望的机械性能的生产方面的限制导致患者特异性植入物或组织工程支架的不可忽视的最近，增材制造（AM）技术由于其在复杂或复杂的制造过程的精确控制方面优于传统制造工艺https://doi.org/10.1016/j.eng.2020.02.0152095-8099/©2020 THE COMEORS.由爱思唯尔有限公司代表中国工程院和高等教育出版社有限公司出版。这是一篇基于CC BY-NC-ND许可证的开放获取文章（http://creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/）。可在ScienceDirect上获得目录列表工程杂志主页：www.elsevier.com/locate/eng小行星1268Wang等人/工程6（2020）1267多孔结构，并已成为制造金属生物材料的有前途的方法[16，17]。传统或特定的金属植入物，如钛[18，19]或不锈钢[20，21]，已被增材制造和实验分析。然而，由于Mg粉末的制备困难及其易燃性，可生物降解Mg的AM更具挑战性。最近，已经制造和研究了选择性激光熔化（SLM）处理的Mg，揭示了在未来医疗市场中的有前景的应用[22具体而言，首次使用SLM制造了具有金刚石结构的WE 43支架，并满足骨替代物的功能要求[27，28]。然而，发现裸露的WE43支架不适合细胞粘附，并且多孔Mg的结构也需要改进。本工作首先分析了可生物降解镁合金AM所面临的挑战接下来，介绍了应对这些挑战的解决方案，包括AM参数优化和使用SLM制造具有优选结构的AM处理JDBM支架。它还报告了我们对AM加工支架2. 可生物降解镁合金AM技术面临的挑战由于镁合金的固有特性，包括低蒸汽温度、高蒸汽压和高氧化倾向[29]，可生物降解镁基植入物的AM存在一些挑战。2.1. 粉末制备镁粉的生产具有很高的爆炸危险性，目前国内从事镁粉生产的企业很少。目前，市场上只有纯Mg、AZ91D粉末和WE43粉末。由于元素Al具有生物毒性并且AZ91D合金含有9wt% Al，因此目前仅纯Mg和WE43粉末用于可生物降解的Mg基植入物的AM。生产Mg粉的基本方法包括机械粉碎、熔融金属雾化、适用于生物可降解金属植入物的AM的粉末然而，通过惰性气体雾化生产的Mg粉末具有范围从几微米到0.5-2.2. 粉末飞溅镁合金AM成形过程中，由于蒸汽温度低、蒸汽量大，这些合金的压力这种现象与钢、Ti或Al合金的AM工艺完全不同，并且显著降低了镁合金AM生产的稳定性。由于沿扫描路径的一些Mg粉末被蒸汽去除，因此在随后的扫描轨迹期间可能产生缺陷。因此，在镁合金的AM过程中必须实施粉末补充策略。然而，目前还没有相关的研究之间的相互作用的Mg粉蒸汽，气流，和激光输入。降低Mg粉末的蒸气趋势将是另一种可能的解决方案。Zumdick等人[24]使用非常低的能量输入成功地制造了WE 43立方体;在他们的方法中，构建平面从激光束的焦平面略微偏移，以产生约125 μm的光束尺寸-大于约125 μ m的90升以这种方式，用于制造WE43的立方体减少了两倍。2.3. 裂缝但在镁立方体的AM法制备过程中，裂纹时有发生.裂纹形成的原因尚不清楚，但可能与粉末飞溅有关，因为在较低的能量输入下，裂纹倾向随着粉末飞溅的减少而降低。图1示出了在Mg-15 Gd-1 Zn-Zr合金（GZ151 K）的SLM过程期间3. 上海交通大学生物降解镁合金AM的解决方案及研究进展由于SLM过程中复杂的物理机制和镁合金的固有特性，SLM过程中的两个主要变量，即与工艺相关的参数和与原料相关的参数，必须仔细选择SLM过程的调整。对于Mg粉末的生产（即，原料相关参数），由于粉末的高氧化倾向，氧含量必须保持尽可能低同时，应开发用于制造其他金属粉末的雾化技术用于Mg粉末，以获得合适的粉末尺寸[32]。SLM处理的Mg的制造的主要目标是实现高密度并避免潜在的缺陷，并且最常见的方法是通过改变工艺相关参数（即，激光功率、扫描速度、舱口间距等）[33]. 可以通过提高激光扫描速度或降低激光功率来减少粉末飞溅[34]。此外，镁合金的化学成分应根据其不同的抗开裂性进行适当选择[35]。还应提高基材的初始温度，以缩小基材和金属粉末之间的温度梯度，从而进一步避免热裂纹的形成。通过全面采取Fig. 1.在GZ 151 K的AM过程中观察到裂纹。(a)拉伸试样，裂纹垂直于建筑方向产生;（b）（a）部分中YZ平面上裂纹··Y. Wang等/ Engineering 6（2020）1267-12751269综合考虑上述因素，我们成功地制备了AM处理的镁合金。有关进展载于以下各节。3.1. JDBM粉末上海交通大学与唐山伟豪镁粉有限公司合作，有限公司、采用气体雾化法制备了图2显示了筛分的JDBM粉末的扫描电子显微镜（SEM）图像，其具有50-75 μ m的粒度如图所示，大多数粉末颗粒具有光滑的表面和良好的圆度。还可以观察到，较小的颗粒附着在一些粉末颗粒的表面上（由图1中的白色箭头指示）。 2（a）），一些粉末颗粒具有部分壳（图中黑色箭头所示）。 2（a））。JDBM粉末的相应放大的SEM图像（图1）。图2（b））示出了在表面上可以观察到次级相的精细网络。3.2. AM参数如上所述，在镁合金的AM制造过程中可能发生粉末飞溅和破裂。为优化工艺参数，研究了激光功率（P，W）、扫描速度（V，mm s-1）和开口间距（HS，mm）对GZ 151 K立方体显微组织的影响。物种之间的关系fic能量输入（w=P/（HS·V·t）），其中t是层厚度（t= 30l m），并评估AM样品的密度;结果如图3所示。可以看出，密度随比能量输入的增加而增加，并稳定在2g mm-3的水平，且较高的密度对应于较少的缺陷和较好的机械性能。JDBM合金的优化工艺参数列于表1中。3.3. JDBM支架的设计与制作使用Rhinoceros® 6.0软件设计了三种不同的架构，即仿生（B），钻石（D）和陀螺（G）。B支架具有模仿天然骨的随机结构，D支架是具有梁晶格的拓扑有序结构，并且G支架具有具有零平均曲率的三重周期最小表面（TPMS）结构。所有设计的scaf- folds具有相同的孔隙率为75%，平均孔径为800μ m，并使用气体雾化JDBM粉末在优化的工艺参数下制造。直径为10 mm和12 mm高的金属板，SLM机器在氧含量低于百万分之100（ppm）的条件下。制作完成后，所有的样品进行抛光的电化学抛光站与电解质组成的10体积%高氯酸和90体积%的C2H5OH。利用微观计算机分析了抛光试样的微观结构断层扫描（微型CT）与一解决17升 显微CT重建的结构，电脑-辅助设计（CAD）设计模型和抛光试样的宏观图如图4所示。显微CT结果表明，抛光支架具有与设计模型一致的完全互连的结构。图二. (a)SEM图像和（b）气体雾化JDBM粉末的相应放大图像。图三. 表观密度（q）AM处理的GZ 151 K样品的（w），其中q=-0.44 exp（-17.54w）+2.02，以及w=P/（HS·V·t），R2= 0.9995。表1优化AM制造参数。参数值激光功率80 W扫描速度400mm·s-1层厚30l m舱口空间80l m光斑尺寸80l m见图4。三种不同支架的CAD设计模型和抛光结构：仿生（B）、金刚石（D）和螺旋体（G）。·1270年Wang等人/工程6（2020）1267图5示出了来自抛光试样的显微CT图像和SEM图像的横截面。很明显，抛光后的多孔结构的表面是光滑的，没有未熔化的粉末颗粒残留，并且没有观察到裂纹。 因此，AM处理的JDBM支架满足组织工程的要求：即，高孔隙率和完全互连的细胞结构[36]。3.4. JDBM支架力学性能及体外降解行为在室温下使用Zwick AG-100 KN试验机（ZwickRoell，德国）进行压缩试验。将直径为10 mm、高度为12 mm的抛光支架在位移控制下以1 mm min-1的十字头速度压缩，并记录应力-应变曲线，以工程应力和应变表示。对每种支架进行三次重复测试。通过应力-应变曲线的初始线性部分的斜率确定支架的杨氏模量。屈服强度通过0.2%偏移法计算，并且在30%的应变值处获得平台强度。图6显示了抛光后支架的压缩尽管结构不同，所有曲线都显示出相似的压缩特性。曲线显示多孔结构的三个典型阶段[37]：弹性阶段（I）、长平台阶段（II）和致密化阶段（III）。很明显，D和G支架的stress–strain curve of the B scaffold shows more strain hardeningthan stress fluctuations in stage II, which indicates that themechanical responses of the AM specimens depend heavilyontheir unique与具有均匀结构厚度的拓扑有序结构（D和G支架）相比，B支架的相对低的机械强度可以归因于其部分薄的支柱的更高的失效倾向，如图5研究发现，基于片材的G支架在压缩载荷下表现出拉伸主导的行为，导致机械强度高于基于支柱的D支架，后者表现出弯曲主导的压缩行为[38]。应力-应变曲线的波动是结构和材料的结果。D和G支架的然而，即使两种支架具有相同的平均孔径，D支架的单位细胞的数量也大于G支架的单位同时，由于其固有的六方密堆积（HCP）结构，镁材料在室温下的剪切变形模式也有助于应力-应变曲线的波动相应的机械性能总结在表2中。结果表明，G支架的力学性能最好尽管有不同的图五. 抛光后的B（a，d，g）、D（b，e，h）和G（c，f，i）支架的（Y. Wang等/ Engineering 6（2020）1267-12751271图六、抛光B、D和G支架的压缩表2B、D和G支架的机械性能。0.01-为了表征经AM 处理的JDBM 支架的降解性，制备直径为10mm、厚度为3 mm的盘状试样。在37 °C和5%CO2条件下，将所有标本浸入3 mL添加10%胎牛血清（FBS; Gibco，USA）和1%青霉素和链霉素（Gibco，USA）的DulbeccoJDBM支架的提取物的演变如图所示。7.第一次会议。结果表明，所有支架材料的Mg2+浓度在前3d内均迅速增加，而D支架材料的Mg2+浓度明显在第7天，D支架的Mg2+浓度开始降低至约1300 ppm-a的水平，与B和G支架的水平相似。浸泡6h后，所有样品的Ca2+浓度均显著下降，并在随后的几天内趋于稳定，而D支架的Ca2+浓度在浸泡过程中最低此外，对于所有支架，pH的增加在第3天达到峰值，并且在第7天降低。渗透压摩尔浓度的增加在所有样本的第7天，并在第7天达到相似的水平结构屈服应力（0.2%; MPa）平台应力（30%; MPa）杨氏Jia等人[40]发现支架的Mg2+浓度急剧增加是因为支架的大表面积B 4.07 ± 0.59 7.47 ± 0.56 0.207 ± 0.018D 9.40 ± 0.65 16.20 ± 0.66 0.466 ± 0.035G 16.25 ± 0.86 32.34 ± 1.36 0.760 ± 0.020多孔结构与腐蚀性介质接触;浸提液中Ca2+浓度的降低是由于结果磷酸钙沉积在表面上可以看出，D支架显示出更严重的腐蚀，三种支架的压缩性能，其力学性能均在松质骨强度范围内，压缩强度和杨氏行为比其他两个支架在第一个三维，虽然第7天差异缩小至相似水平，表明B和G支架具有更好的临床应用前景见图7。 (a)Mg2+浓度，（b）pH增加，（c）Ca2+浓度，（d）JDBM支架浸提液渗透压增加。··小行星1272Wang等人/工程6（2020）12673.5. G支架为了提高AM处理的JDBM支架的耐腐蚀性和生物相容性，选择具有最佳机械性能和降解性能组合的G支架，并通过将其浸入NaNO3、Ca（H2PO4）2H2O和H2O2的混合溶液中12 h，用磷酸二氢钙（DCPD）涂层对其进行改性，如前所述[41]。溶液的详细化学组成列于表3中。通过阿基米德法测量未涂覆和涂覆的支架的孔隙率通过浸泡实验和细胞培养实验考察了涂层支架的体外图8（a）示出了DCPD处理之前和之后的G结构的宏观图，分别表示为G和G-DCPD。图图8（b）和（c）分别显示G-DCPD支架的SEM图像和相应的放大图像。结果表明，DCPD涂层均匀地形成在涂层表面，并具有类似晶体的微观结构。G-DCPD支架仍然保持为G结构，尽管由于DCPD涂层后厚度增加而导致孔隙率降低，如图1B所示。 8（d）.图图9显示了与G支架相比，G-DCPD支架提取物的Mg 2+和Ca2+浓度、pH和渗透压的变化，如上所述。很明显，在浸泡时间期间，G-DCPD支架的Mg2+虽然G-DCPD支架的pH的增加在前3天也较低，但由于G支架的pH增加的下降趋势，而G-DCPD支架在浸泡实验中的Ca2+G-DCPD支架的体外降解速率低于G支架。Niu等人[41]这表明，表3DCPD处理溶液的化学浓度组分浓度（g·LNaNO360磷酸氢钙过氧化氢20经DCPD处理后，CaHPO42H2O沉积在JDBM表面，与基体结合紧密，在Mg基体与腐蚀介质之间起到阻挡层的作用，从而提高了涂层支架的耐腐蚀性能。对于细胞粘附测试，将支架与1× 105个 MC 3 T3-E1细胞接种在12孔板中，并在3 mL在37 °C和5%CO2下，将含有10%FBS（Gibco，USA）和1%青霉素和链霉素（Gibco，USA）的α-改良Eagle培养基（α-MEM;Gibco，USA） 分 别 培 养6 小 时 、1 天 和3天。然后用Dulbecco磷酸盐缓冲盐水（DPBS;HyClone，USA）轻轻洗涤支架，并用钙黄绿素-AM和乙锭同二聚体-1试 剂 （ LIVE/DEAD 活 力 / 细 胞 毒 性 测 定 试 剂 盒 ; Thermo FisherScientific Inc，USA）在37 ℃下染色15分钟。使用荧光显微镜（IX 71;Olympus，USA）检查活/死染色结果;相关结果示于图10中。清楚的是，在孵育6小时后，粘附到G-DCPD支架上的细胞比粘附到G支架上的细胞多得多，如图1A和1B所示。10（a）和（d）。随着培养时间的延长，两种支架中的细胞数量均逐渐增加，但在整个培养过程中，G和G-DCPD支架中的细胞数量和存活率仍存在较大差异。图10（f）显示，在孵育3天后，粘附在G-DCPD支架上的细胞开始在表面上展开，表明DCPD处理后细胞相容性改善此外，还进行了间接细胞毒性试验，以评估表面处理对细胞活力和增殖的影响首先，通过在生理条件（5%CO2，37 °C）下将支架浸入3 mL的α-MEM中3天来制备Mg浸提液。然后，根据可生物降解镁体外细胞毒性的建议[42]，将浸提液分别稀释至15%和30%。在替换稀释的Mg浸提液之前，将MC 3 T3-E1细胞以2000个细胞/孔的密度接种在分别在6小时、1天和3天的进一步培养时间后，将10μ L CCK 8溶液（Beyotime，中国）加入96孔板中并温育2小时。在450 nm处记录吸光度，相关结果如图11所示。对于15%浸提液，所有测试样品均表现出对细胞生长的刺激作用，并且在G和G-DCPD支架之间未发现显著差异而30%浸提液的G-DCPD支架的成骨细胞活性高于G支架，且G-DCPD支架对成骨细胞增殖有明显的促进作用，表明G-DCPD支架具有一定的成骨性能。见图8。(a)G-DCPD支架的宏观照片、（Y. Wang等/ Engineering 6（2020）1267-12751273见图9。 (a)Mg2+浓度，（b）pH增加，（c）Ca2+浓度，（d）G和G-DCPD支架浸提液渗透压增加。图10个。（a-c）G支架和（d-f）G-DCPD支架的细胞相容性与涂层支架相比，未涂层样本的快速腐蚀速率被认为是其细胞相容性较差的主要影响因素之一[43]。据报道，表面润湿性对细胞粘附有影响并且DCPD涂层已被证明适用于细胞增殖[41，44]。为了进一步验证DCPD处理后AM处理的JDBM支架的潜在临床应用，正在进行相关的体内小行星1274Wang等人/工程6（2020）1267见图11。分别在G和G-DCPD支架的稀释提取物中培养6 h、1 d和3 d的MC 3 T3细胞的细胞活力4. 结论本文主要讨论了镁基植入物增材制造面临的挑战和相应的解决方案。利用SLM增材制造了三种具有相同孔隙率和平均孔径的拓扑设计的镁支架。AM处理的JDBM支架具有完全互连的结构、合适的压缩性能和适度的腐蚀行为，从而满足组织工程支架的基本要求结合细胞培养试验，本研究展示了AM处理的具有复杂结构的可生物降解镁支架的临床应用前景。此外，DCPD处理的支架明显刺激细胞增殖，由于与未涂覆的支架相比，耐腐蚀性和细胞相容性的改善，表明AM处理的可生物降解的镁基植入物的表面处理的生物降解和AM技术的结合使可生物降解镁合金成为下一代具有复杂结构的骨科植入物的有吸引力的候选者确认本工作得到了国家自然科学基金的资助（51571143），国家重点研究 发 展 计 划 （ 2016YFC1102103 ） ， 上 海 市 科 学 技 术 委 员 会（19441906300、18441908000和17440730700）和深圳市三明医药项目（SZSM201612092）。遵守道德操守准则王银川、付鹏怀、王南青、彭黎明、康斌、曾辉、袁广印和丁文江声明，他们没有利益冲突或财务冲突需要披露。引用[1] 吴伟杰，王伟杰，王伟杰.镁及其合金作为骨科生物材料的研究进展。生物材料2006;27（9）：1728-34.[2] 陈勇，徐忠，史密斯C，桑卡尔J。可生物降解植入物用镁合金的最新进展。ActaBiomater 2014;10（11）：4561-73。[3] [10]杨文，杨文，杨文.骨科用可生物降解镁合金：腐蚀、生物相容性及表面改性研究进展。Mater Sci Eng C2016;68：948-63.[4] 赵东，维特F，卢F，王军，李军，秦林。镁基骨科植入物的临床应用现状：从临床转化角度的综述。生物材料2017;112：287-302。[5] Farraro KE，Kim KE，Woo SLY，Flowers JR，McCullough MB.骨科生物材料的革 命 ： 可 生 物 降 解 和 可 生 物 吸 收 镁 基 材 料 在 功 能 组 织 工 程 中 的 潜 力 。 JBiomech2014;47（9）：1979-86。[6] 丁 W 。 可 生 物 降解 镁 合 金 作 为 下 一代 生 物 材 料 面 临 的机 遇 与 挑 战 。 RegenBiomater2016;3（2）：79-86。[7] Nagels J，Stokdijk M，Rozing PM.肩关节成形术中的应力遮挡和骨吸收。 肩肘外科杂志2003;12（1）：35-9.[8] Witte F，Fischer J，Nellesen J，Crosstack HA，Kaese V，Pisch A，et al. 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