專利名稱：基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架及其成型方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于制造工程領(lǐng)域，特別涉及一種基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架及其成型方法。
背景技術(shù)：
由創(chuàng)傷、腫瘤、先天畸形等因素造成的大面積骨缺損是臨床面臨的難題，據(jù)統(tǒng)計(jì)， 全世界每年實(shí)施的骨缺損修復(fù)手術(shù)超過220萬例，我國每年骨缺損或骨損傷的患者約有 350萬，全國肢體不自由患者1500萬人以上，其中由于缺乏重建手術(shù)和骨替代材料，導(dǎo)致 300萬人截肢。我國每年個(gè)體匹配骨骼的市場總額至少在五千萬元以上。骨組織工程為骨缺損的永久性修復(fù)提供了全新的思路。而構(gòu)建綜合性能優(yōu)良的骨組織工程支架是實(shí)現(xiàn)骨缺損最終修復(fù)的關(guān)鍵。材料方面，生物陶瓷、可降解聚合物已被證實(shí)難以單獨(dú)滿足多孔骨支架的力學(xué)強(qiáng)度要求，近年來重點(diǎn)研究的生物陶瓷/高分子復(fù)合材料，改善了支架的初始強(qiáng)度，但降解過程中陶瓷與高分子存在相分離傾向，導(dǎo)致機(jī)械強(qiáng)度迅速喪失。鎂及其合金具備常規(guī)金屬所缺乏的降解性，體內(nèi)安全性高，通過調(diào)節(jié)孔隙率和孔徑可滿足不同部位骨缺損的強(qiáng)度要求， 具有成為新型骨組織工程支架材料的潛力，但存在生理環(huán)境下腐蝕過快的問題。可見，單從材料學(xué)角度出發(fā)，可一定程度上提高支架的初始力學(xué)強(qiáng)度，卻難以解決其體液環(huán)境中的結(jié)構(gòu)與力學(xué)穩(wěn)定性問題。材料只有在合適的結(jié)構(gòu)中才能最大限度發(fā)揮其優(yōu)越的性能，但是目前對支架力學(xué)功能的研究主要集中于優(yōu)化結(jié)構(gòu)單元幾何形狀，這種單一的設(shè)計(jì)可以提高支架的初始強(qiáng)度，但未考慮體液環(huán)境下的力學(xué)穩(wěn)定性要求。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于針對目前存在的骨支架植入早期力學(xué)強(qiáng)度與穩(wěn)定性不足，強(qiáng)度退化率與骨重建過程不匹配的問題，提供一種基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架及其成型方法。本發(fā)明成型的產(chǎn)品是鎂合金/生物陶瓷“芯/殼”復(fù)合結(jié)構(gòu)骨支架， 在生物陶瓷中構(gòu)建相互連通的管路結(jié)構(gòu)，使初級管路滿足組織生長與營養(yǎng)代謝的需要，管路內(nèi)填充鎂合金用于增強(qiáng)復(fù)合支架的早期力學(xué)性能，隨著鎂合金被腐蝕降解，填充鎂合金的管路變?yōu)橄嗷ミB通的孔道，滿足組織生長與營養(yǎng)代謝需要。為了達(dá)到上述目的，本發(fā)明的制備工藝為1)首先根據(jù)患者骨缺損部位的具體情況借助于反求工程和CAD技術(shù)進(jìn)行骨缺損部位外形相關(guān)性和微結(jié)構(gòu)仿生設(shè)計(jì)，并利用CAE分析軟件對支架的受力以及內(nèi)部形變與流體力學(xué)特性和結(jié)構(gòu)進(jìn)行修改形成具有連通的內(nèi)部微結(jié)構(gòu)的仿生支架的CAD模型；；2)采用分層軟件對仿生支架的CAD模型進(jìn)行分層，分層厚度為0. IOmm,根據(jù)分層后的結(jié)果利用光固化成型機(jī)制作支架負(fù)形樹脂模具；3)將陶瓷粉末、水溶劑、有機(jī)單體、分散劑和交聯(lián)劑按110-120 60-80 6-8 1-2 1_1. 5的質(zhì)量比混合均勻，放入真空機(jī)中去除氣泡，并用濃氨水調(diào)整使混合物的PH = 9得到漿料，再在漿料中分別加入交聯(lián)劑質(zhì)量0. 2-0. 5倍的引發(fā)劑和催化劑形成陶瓷漿料；4)將陶瓷漿料填充到負(fù)形樹脂模具中，冷凍干燥后去模、高溫?zé)Y(jié)得到具有相互連通管路結(jié)構(gòu)的多孔生物陶瓷框架；5)將熔融鎂合金通過真空吸鑄的方法澆鑄到制作成的生物陶瓷框架的孔隙結(jié)構(gòu)型腔中，冷卻凝固后得到鎂合金/生物陶瓷復(fù)合結(jié)構(gòu)骨支架。所說的光固化成型機(jī)的激光器的波長為355nm ；光斑直徑為0. 2mm ；填充掃描速度為5000mm/s ；填充向量間距為0. IOmm ；支撐掃描速度為2000mm/s ；跳跨速度為8000mm/s ； 輪廓掃描速度為3000mm/s ；補(bǔ)償直徑為0. 12mm ；工作臺升降速度為4. 00mm/s ；點(diǎn)支撐掃描時(shí)間為0. 50ms ；紋結(jié)構(gòu)掃描時(shí)間為0. 50ms。所說的水溶劑為去離子水；陶瓷粉末為Beta-磷酸三鈣(β -TCP)、Alpha-磷酸三鈣(α-TCP)、磷灰石、碳酸鈣或氧化鋁；有機(jī)單體為丙烯酰胺、甲基-酰氧乙基三甲基氯化銨或己二酸二酰胼；交聯(lián)劑為N，N-二亞甲基二丙烯酰胺、N，N-二丙酮基丙烯酰胺或二亞芐基丙酮基丙烯酰胺，分散劑為聚丙烯酸鈉或聚丙烯酸銨，引發(fā)劑為過硫酸銨、過硫酸鈉或過硫酸鉀，催化劑為N，N，N’ N’ -四甲基乙二胺、N，N-二甲基環(huán)己胺或N，N，N’，N"，N"-五甲基二乙烯三胺。所述的熔融鎂合金是通過真空吸鑄的方法澆注到陶瓷支架中的，在澆注過程中利用六氟化硫(SF6)作為保護(hù)氣體，使?jié)沧h(huán)境充滿六氟化硫以避免熔融鎂液與空氣接觸。按照本發(fā)明的成型方法制成的鎂合金/生物陶瓷仿生復(fù)合支架的內(nèi)部微結(jié)構(gòu)由相互連通的管路組成，在管路內(nèi)填充鎂合金，用于增強(qiáng)復(fù)合支架的早期力學(xué)性能，隨著鎂合金被腐蝕降解，填充鎂合金的管路變?yōu)橄嗷ミB通的孔道，滿足組織生長與營養(yǎng)代謝需要。本發(fā)明所制作的支架的內(nèi)部微結(jié)構(gòu)由相互連通的管路組成，在管路內(nèi)填充鎂合金，用于增強(qiáng)復(fù)合支架的早期力學(xué)性能，隨著鎂合金被腐蝕降解，填充鎂合金的管路變?yōu)橄嗷ミB通的孔道，滿足組織生長與營養(yǎng)代謝需要。此種微結(jié)構(gòu)充分發(fā)揮了不同材料的優(yōu)勢，由于管路中填充鎂合金，使其被生物陶瓷包裹，減少了鎂合金與體液的接觸面積，在陶瓷降解的一段時(shí)間內(nèi)不與人體環(huán)境發(fā)生物質(zhì)交換，以保證內(nèi)部填充的鎂合金在骨愈合過程中提供持續(xù)的機(jī)械強(qiáng)度。有望解決現(xiàn)有的骨支架植入早期力學(xué)強(qiáng)度與穩(wěn)定性不足，強(qiáng)度退化率與骨重建過程不匹配的問題。


圖1是支架負(fù)型模型圖；圖2是灌注陶瓷并去模后支架模型圖；圖3是澆鑄鎂合金后的支架模型圖。
具體實(shí)施例方式下面結(jié)合附圖對本發(fā)明作進(jìn)一步詳細(xì)說明。實(shí)施例1 參見圖1，1)首先根據(jù)患者骨缺損部位的具體情況借助于反求工程和CAD技術(shù)進(jìn)行骨缺損部位外形相關(guān)性和微結(jié)構(gòu)仿生設(shè)計(jì)，并利用CAE分析軟件對支架的受力以及內(nèi)部形變與流體力學(xué)特性和結(jié)構(gòu)進(jìn)行修改形成具有連通的內(nèi)部微結(jié)構(gòu)的仿生支架的CAD模型；2)采用分層軟件對仿生支架的CAD模型進(jìn)行分層，分層厚度為0. IOmm,根據(jù)分層后的結(jié)果利用光固化成型機(jī)制作支架負(fù)形樹脂模具；其中光固化成型機(jī)的激光器的波長為355nm ；光斑直徑為0. 2mm ；填充掃描速度為 5000mm/s ；填充向量間距為0. IOmm ；支撐掃描速度為2000mm/s ；跳跨速度為8000mm/s ；輪廓掃描速度為3000mm/s ；補(bǔ)償直徑為0. 12mm ；工作臺升降速度為4. 00mm/s ；點(diǎn)支撐掃描時(shí)間為0. 50ms ；紋結(jié)構(gòu)掃描時(shí)間為0. 50ms。3)將陶瓷粉末Beta-磷酸三鈣(β -TCP)、水溶劑去離子水、有機(jī)單體丙烯酰胺、分散劑聚丙烯酸鈉和交聯(lián)劑N，N-二亞甲基二丙烯酰胺按110 70 6 2 1. 2的質(zhì)量比混合均勻，放入真空機(jī)中去除氣泡，并用濃氨水調(diào)整使混合物的PH = 9得到漿料，再在漿料中分別加入交聯(lián)劑質(zhì)量0. 3倍的引發(fā)劑過硫酸銨和催化劑N，N, N’ N’ -四甲基乙二胺形成陶瓷漿料；4)將陶瓷漿料填充到負(fù)形樹脂模具中，冷凍干燥后去模、高溫?zé)Y(jié)得到具有相互連通管路結(jié)構(gòu)的多孔生物陶瓷框架(見圖2)；5)將熔融鎂合金通過真空吸鑄的方法澆鑄到制作成的生物陶瓷框架的孔隙結(jié)構(gòu)型腔中，在澆注過程中利用六氟化硫(SF6)作為保護(hù)氣體，使?jié)沧h(huán)境充滿六氟化硫以避免熔融鎂液與空氣接觸，冷卻凝固后得到鎂合金/生物陶瓷復(fù)合結(jié)構(gòu)骨支架(見圖3)。實(shí)施例2 本實(shí)施例中陶瓷漿料是按以下方法制備的，其它步驟同實(shí)施例1 將陶瓷粉末Alpha-磷酸三鈣(α -TCP)、水溶劑去離子水、有機(jī)單體甲基-酰氧乙基三甲基氯化銨、分散劑聚丙烯酸銨和交聯(lián)劑N，N- 二丙酮基丙烯酰胺按 120 80 8 1 1的質(zhì)量比混合均勻，放入真空機(jī)中去除氣泡，并用濃氨水調(diào)整使混合物的PH = 9得到漿料，再在漿料中分別加入交聯(lián)劑質(zhì)量0. 5倍的引發(fā)劑過硫酸鈉和催化劑 N，N-二甲基環(huán)己胺形成陶瓷漿料。實(shí)施例3 本實(shí)施例中陶瓷漿料是按以下方法制備的，其它步驟同實(shí)施例1 將陶瓷粉末磷灰石、水溶劑去離子水、有機(jī)單體己二酸二酰胼、分散劑聚丙烯酸鈉和交聯(lián)劑二亞芐基丙酮基丙烯酰胺按115 60 7 1.5 1.5的質(zhì)量比混合均勻，放入真空機(jī)中去除氣泡，并用濃氨水調(diào)整使混合物的PH = 9得到漿料，再在漿料中分別加入交聯(lián)劑質(zhì)量0.2倍的引發(fā)劑過硫酸鉀和催化劑N，N，N’，N"，N"-五甲基二乙烯三胺形成陶瓷漿料。實(shí)施例4 本實(shí)施例中陶瓷漿料是按以下方法制備的，其它步驟同實(shí)施例1 將陶瓷粉末碳酸鈣、水溶劑去離子水、有機(jī)單體丙烯酰胺、分散劑聚丙烯酸銨和交聯(lián)劑N，N-二亞甲基二丙烯酰胺按113 75 6.5 1.8 1. 4的質(zhì)量比混合均勻，放入真空機(jī)中去除氣泡，并用濃氨水調(diào)整使混合物的PH = 9得到漿料，再在漿料中分別加入交聯(lián)劑質(zhì)量0. 5倍的引發(fā)劑過硫酸銨和催化劑N，N, N’ N’ -四甲基乙二胺形成陶瓷漿料。實(shí)施例5 本實(shí)施例中陶瓷漿料是按以下方法制備的，其它步驟同實(shí)施例1 將陶瓷粉末氧化鋁、水溶劑去離子水、有機(jī)單體己二酸二酰胼、分散劑聚丙烯酸鈉和交聯(lián)劑二亞芐基丙酮基丙烯酰胺按118 65 7.5 1.3 1. 2的質(zhì)量比混合均勻，放入真空機(jī)中去除氣泡，并用濃氨水調(diào)整使混合物的PH = 9得到漿料，再在漿料中分別加入交聯(lián)劑質(zhì)量0.4倍的引發(fā)劑過硫酸鉀和催化劑N，N，N’ N’ -四甲基乙二胺形成陶瓷漿料c
權(quán)利要求
1.基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架的成型方法，其特征在于1)首先根據(jù)患者骨缺損部位的具體情況借助于反求工程和CAD技術(shù)進(jìn)行骨缺損部位外形相關(guān)性和微結(jié)構(gòu)仿生設(shè)計(jì)，并利用CAE分析軟件對支架的受力以及內(nèi)部形變與流體力學(xué)特性和結(jié)構(gòu)進(jìn)行修改形成具有連通的內(nèi)部微結(jié)構(gòu)的仿生支架的CAD模型；；2)采用分層軟件對仿生支架的CAD模型進(jìn)行分層，分層厚度為0.10mm，根據(jù)分層后的結(jié)果利用光固化成型機(jī)制作支架負(fù)形樹脂模具；3)將陶瓷粉末、水溶劑、有機(jī)單體、分散劑和交聯(lián)劑按 110-120 60-80 6-8 1-2 1_1. 5的質(zhì)量比混合均勻，放入真空機(jī)中去除氣泡，并用濃氨水調(diào)整使混合物的PH = 9得到漿料，再在漿料中分別加入交聯(lián)劑質(zhì)量0. 2-0. 5倍的引發(fā)劑和催化劑形成陶瓷漿料；4)將陶瓷漿料填充到負(fù)形樹脂模具中，冷凍干燥后去模、高溫?zé)Y(jié)得到具有相互連通管路結(jié)構(gòu)的多孔生物陶瓷框架；5)將熔融鎂合金通過真空吸鑄的方法澆鑄到制作成的生物陶瓷框架的孔隙結(jié)構(gòu)型腔中，冷卻凝固后得到鎂合金/生物陶瓷復(fù)合結(jié)構(gòu)骨支架。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架的成型方法，其特征在于所述的光固化成型機(jī)的激光器的波長為355nm ；光斑直徑為0. 2mm ；填充掃描速度為5000mm/s ；填充向量間距為0. IOmm ；支撐掃描速度為2000mm/s ；跳跨速度為 8000mm/s ；輪廓掃描速度為3000mm/s ；補(bǔ)償直徑為0. 12mm ；工作臺升降速度為4. 00mm/s ； 點(diǎn)支撐掃描時(shí)間為0. 50ms ；紋結(jié)構(gòu)掃描時(shí)間為0. 50ms。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架的成型方法，其特征在于所述的水溶劑為去離子水。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架的成型方法，其特征在于所述的陶瓷粉末為Beta-磷酸三鈣(β -TCP) ,Alpha-磷酸三鈣(α -TCP)、 磷灰石、碳酸鈣或氧化鋁。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架的成型方法，其特征在于所述的有機(jī)單體為丙烯酰胺、甲基-酰氧乙基三甲基氯化銨或己二酸二酰胼。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架的成型方法，其特征在于所述的交聯(lián)劑為N，N- 二亞甲基二丙烯酰胺、N，N- 二丙酮基丙烯酰胺或二亞芐基丙酮基丙烯酰胺。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架的成型方法，其特征在于所述的分散劑為聚丙烯酸鈉或聚丙烯酸銨。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架的成型方法，其特征在于所述的引發(fā)劑為過硫酸銨、過硫酸鈉或過硫酸鉀，催化劑為N，N，N’ N’ -四甲基乙二胺、N，N-二甲基環(huán)己胺或N，N，N，，N"，N"-五甲基二乙烯三胺。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架的成型方法，其特征在于所述的熔融鎂合金是通過真空吸鑄的方法澆注到陶瓷支架中的，在澆注過程中利用六氟化硫(SF6)作為保護(hù)氣體，使?jié)沧h(huán)境充滿六氟化硫以避免熔融鎂液與空氣接觸。
10. 一種按照權(quán)利要求1所述的基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架的成型方法制成的支架，其特征在于支架的內(nèi)部微結(jié)構(gòu)由相互連通的管路組成，在管路內(nèi)填充鎂合金，用于增強(qiáng)復(fù)合支架的早期力學(xué)性能，隨著鎂合金被腐蝕降解，填充鎂合金的管路變?yōu)橄嗷ミB通的孔道，滿足組織生長與營養(yǎng)代謝需要。
全文摘要
基于光固化和凝膠注模的鎂合金/生物陶瓷骨支架及其成型方法，根據(jù)不同骨缺損部位結(jié)構(gòu)與生物力學(xué)的分析結(jié)果，借助于反求工程和CAD進(jìn)行外形相關(guān)性和微結(jié)構(gòu)仿生建立支架和支架負(fù)型的CAD模型；采用光固化成型技術(shù)制作樹脂支架負(fù)型；將陶瓷漿料通過凝膠注模工藝填充到支架負(fù)型中，固化后高溫?zé)Y(jié)制作具有相互連通的多孔管路的生物活性陶瓷框架；利用真空吸鑄的方法向生物陶瓷框架的多孔管路內(nèi)澆鑄熔融的鎂合金，冷卻凝固后得到鎂合金/生物陶瓷仿生復(fù)合結(jié)構(gòu)骨支架。制成的支架的內(nèi)部微結(jié)構(gòu)由相互連通的管路組成，在管路內(nèi)填充鎂合金，用于增強(qiáng)復(fù)合支架的早期力學(xué)性能，隨著鎂合金被腐蝕降解，填充鎂合金的管路變?yōu)橄嗷ミB通的孔道，滿足組織生長與營養(yǎng)代謝需要。
文檔編號A61L27/50GK102335460SQ201110312538
公開日2012年2月1日 申請日期2011年10月15日 優(yōu)先權(quán)日2011年10月15日
發(fā)明者劉亞雄, 李滌塵, 賀健康, 連芩, 靳忠民 申請人:西安交通大學(xué)