增材制造可降解鎂合金植入物面臨的挑戰(zhàn)及其對(duì)策

王銀川 ，付彭懷 ，王南清 ，彭立明 ，康斌 ，曾暉 ,*，袁廣銀 ,,*，丁文江 ,a National Engineering Researh Center of Light Alloy Net Forming & State Key Laboratory of Metal Matrix Composite, Shool of Materials Siene and Engineering, Shanghai Jiao Tong University, Shanghai 200240, China

b Shanghai Innovation Institute for Materials, Shanghai 200444, China

c National and Local Joint Engineering Research Center of Orthopedic Biomaterials, Department of Bone and Joint Surgery, Peking University Shenzhen Hospital, Shenzhen 518036, China

近年來，可降解金屬材料因其可降解性與力學(xué)性能的良好結(jié)合而受到廣泛關(guān)注，尤其是在骨科領(lǐng)域[1-4]。其中，鎂及其合金被譽(yù)為革命性的金屬生物材料，受到了廣泛研究和臨床探索[4-6]。鎂合金具有如下的優(yōu)勢(shì)：首先其力學(xué)性能與天然骨相似，因此可以避免彈性模量不匹配造成的應(yīng)力遮擋效應(yīng)[7,8]；其次鎂是人體中第四多的金屬元素，對(duì)新陳代謝至關(guān)重要[9]；此外，研究表明鎂離子還能促進(jìn)骨愈合和新骨形成 [10,11]，然而純鎂及某些鎂合金在生理環(huán)境中過快的降解速率阻礙了其進(jìn)一步的臨床應(yīng)用[12]。本課題組研發(fā)了一種新型可降解Mg-Nd-Zn-Zr鎂合金（JDBM），該合金具有優(yōu)異的耐蝕性和抗菌性能[13]，同時(shí)還進(jìn)行了JDBM螺釘用于下頜骨骨折以及JDBM心血管支架的長(zhǎng)期體內(nèi)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)，研究結(jié)果進(jìn)一步驗(yàn)證了該合金在醫(yī)療植入領(lǐng)域的應(yīng)用潛力[14,15]。然而，這些鎂基植入物主要是通過傳統(tǒng)制造工藝進(jìn)行制備，而傳統(tǒng)制備工藝在制備具有復(fù)雜幾何形狀和理想力學(xué)性能的植入物上存在局限性，需要探索新型制備加工工藝。

增材制造（AM）技術(shù)近期受到了越來越多的關(guān)注，因?yàn)槠鋵?duì)復(fù)雜或多孔結(jié)構(gòu)的精確控制優(yōu)于傳統(tǒng)制造工藝，并逐漸成為制備金屬生物材料有前景的方法之一[16,17]。目前傳統(tǒng)金屬植入物，如鈦[18,19]或不銹鋼[20,21]已經(jīng)被廣泛用于增材制造的實(shí)驗(yàn)研究，然而AM可降解鎂合金由于鎂粉的制備困難以及其易燃性而進(jìn)展緩慢。近期，選區(qū)激光熔化（SLM）技術(shù)已被用于鎂合金的制備和研究，展現(xiàn)了一定的醫(yī)療應(yīng)用前景[22-26]；并通過SLM技術(shù)制備得到了具有金剛石結(jié)構(gòu)的商用鎂合金WE43制備而成的多孔支架，該支架滿足骨植入物的功能要求[27,28]。然而，該WE43支架的表面不適合細(xì)胞黏附，同時(shí)該多孔鎂支架的結(jié)構(gòu)也需要進(jìn)一步改進(jìn)。

本文首先分析了AM可降解鎂合金所面臨的挑戰(zhàn)，并提出了應(yīng)對(duì)這些挑戰(zhàn)的策略，包括AM參數(shù)優(yōu)化以及利用SLM制備具有更優(yōu)結(jié)構(gòu)的JDBM支架，同時(shí)還對(duì)AM支架進(jìn)行了表面改性研究。

2. 增材制造可降解鎂合金所面臨的挑戰(zhàn)

由于鎂合金的低蒸發(fā)溫度、高蒸汽壓和高氧化傾向等固有特性[29]，AM可降解鎂基植入物面臨著一系列的挑戰(zhàn)。

2.1. 粉體制備困難

鎂粉的制備要求極高，稍有不慎即會(huì)引起爆炸事故。目前市場(chǎng)上常用的鎂合金粉體只有純鎂粉體、AZ91D粉體和WE43粉體，但是由于鋁元素具有生物毒性，而AZ91D合金中含有9%（質(zhì)量分?jǐn)?shù)）的鋁，因此只有純鎂和WE43粉體適用于AM可降解鎂基植入物的研究。

鎂粉制備的基本方法包括機(jī)械破碎法、熔融金屬霧化法、蒸發(fā)-冷凝法和電解法[30]，其中適用于AM可降解金屬植入物的粉體粒徑為20～70 μm，目前大多數(shù)此類粉體是通過氣體霧化法進(jìn)行制備的[24,25]。然而，通過惰性氣體霧化制備的鎂粉粒徑范圍在幾微米到0.5～1.0 mm之間，這使得可用于AM研究的粉體利用率較低。

2.2. 粉體飛濺

鎂合金AM過程會(huì)產(chǎn)生嚴(yán)重的粉體飛濺，這是由于鎂合金蒸發(fā)溫度低且蒸汽壓高，這種現(xiàn)象與鋼、鈦或鋁合金的AM過程有很大的區(qū)別。粉體飛濺會(huì)顯著降低鎂合金AM過程的穩(wěn)定性，因?yàn)橐恍╂V粉會(huì)沿掃描路徑被蒸汽移除，在隨后的掃描道次中則很可能在此處產(chǎn)生缺陷，因此在鎂合金AM過程中必須采取補(bǔ)充粉體的策略。然而，目前還沒有鎂粉蒸發(fā)、氣體流動(dòng)與激光輸入之間相互作用的相關(guān)研究，降低鎂粉的蒸發(fā)傾向會(huì)是另一種可能的解決方法。Zumdick等[24]使用非常低的能量輸入成功地制備了WE43塊體；在他們的方法中，將打印平面相對(duì)于激光束的焦平面略微偏移，從而產(chǎn)生了大約125 μm的光斑直徑，這比初始的約90 μm的光斑直徑偏大，使得制備WE43塊體的能量輸入相應(yīng)減少了兩倍。

2.3. 裂紋

不幸的是，在AM鎂合金塊體中偶爾會(huì)出現(xiàn)裂紋，裂紋形成的原因尚不清楚，可能與前述的粉體飛濺有關(guān)，因?yàn)樵谳^低的能量輸入下，裂紋的傾向隨著粉體飛濺的減小而降低。圖1展示了Mg-15Gd-1Zn-Zr鎂合金（GZ151K）在SLM過程中形成的典型裂紋。

3. 關(guān)于增材制造可降解鎂合金的應(yīng)對(duì)策略及研究進(jìn)展

圖1. AM GZ151K塊體上的裂紋。（a）拉伸樣品，裂紋垂直于打印方向；（b）圖（a）中Y-Z平面上裂紋的光學(xué)顯微圖像（OM）。

由于SLM過程復(fù)雜的物理機(jī)制以及鎂合金的固有特性，影響SLM過程的兩個(gè)主要變量，即過程相關(guān)參數(shù)和原料相關(guān)參數(shù)必須慎重選擇。對(duì)于鎂粉的制備（即原料相關(guān)參數(shù)），即使在超高純度的氬氣中進(jìn)行，氧含量也必須保持在盡可能低的水平，這是由于鎂粉具有很高的氧化傾向[31]；同時(shí)，用于制備其他金屬粉體所使用的霧化技術(shù)也應(yīng)針對(duì)鎂粉進(jìn)行進(jìn)一步的開發(fā)，以此獲得合適的粉體尺寸[32]。SLM制備鎂合金的主要目標(biāo)是得到高的致密度以及避免可能的缺陷，其中最常用的方式是調(diào)整過程相關(guān)參數(shù)（即激光功率、掃描速度、掃描線寬等）[33]。通過提高激光掃描速度或降低激光功率可以降低粉體飛濺[34]；此外，鎂合金的化學(xué)成分也應(yīng)根據(jù)其不同的裂紋敏感性進(jìn)行適當(dāng)?shù)恼邕x[35]。同時(shí)還應(yīng)提高打印時(shí)基板的初始溫度，以縮小基板與金屬粉末之間的溫度梯度，從而進(jìn)一步避免熱裂紋的形成。通過綜合考慮上述因素，我們成功地制備了AM鎂合金，以下各節(jié)將介紹相關(guān)進(jìn)展。

3.1. JDBM 粉體的制備

上海交通大學(xué)與唐山威豪鎂動(dòng)力有限公司合作，采用氣體霧化法生產(chǎn)了幾種用于AM的鎂粉，包括GZ151K和JDBM鎂合金。圖2所示為經(jīng)過尺寸篩選后JDBM粉體的掃描電子顯微鏡（SEM）圖像，其粒徑在50～75 μm之間，大多數(shù)粉體顆粒具有光滑的表面和良好的圓整度。但是可以發(fā)現(xiàn)，有一些粉體顆粒表面附著了較小的粉體[圖2（a）中的白色箭頭所示]，而一些粉體顆粒具有部分外殼[圖2（a）中的黑色箭頭所示]。JDBM粉體相應(yīng)的SEM放大圖像[圖2（b）]則展示了粉體表面還可以觀察到第二相的精細(xì)網(wǎng)絡(luò)。

3.2. 增材制造參數(shù)優(yōu)化

如上所述，鎂合金的AM過程中可能會(huì)出現(xiàn)粉體飛濺和裂紋，為了優(yōu)化工藝參數(shù)，這里研究了激光功率(P, W）、掃描速度（V, mm·s-1）和掃描線寬（HS, mm）對(duì)于GZ151K塊體微觀組織的影響，評(píng)估了能量密度[ψ=P/(HS ·V·t)]與AM塊體致密度之間的關(guān)系，其中，t是掃描層厚度（t= 30 μm），試驗(yàn)結(jié)果如圖3所示?？梢园l(fā)現(xiàn)，塊體致密度隨著能量密度的增加而增加，并在2 g·mm-3趨于穩(wěn)定；而樣品致密度越高，則缺陷越少、力學(xué)性能越好。根據(jù)此方法，表1列出了JDBM合金的AM優(yōu)化工藝參數(shù)。

圖2. 氣體霧化JDBM粉體的SEM圖像和相應(yīng)的放大圖像。

圖3. AM GZ151K合金致密度（ρ）-能量密度（ψ）之間的指數(shù)衰減擬合關(guān)系，其中，ρ = -0.44 exp (-17.54 ψ) + 2.02，ψ = P/(HS·V·t)， R2 = 0.9995。

表1 AM優(yōu)化工藝參數(shù)

3.3. JDBM 支架的設(shè)計(jì)與制備

使用Rhinoceros?6.0軟件設(shè)計(jì)了三種不同結(jié)構(gòu)的支架，即仿生結(jié)構(gòu)（B）、金剛石結(jié)構(gòu)（D）和極小曲面結(jié)構(gòu)（G）。B支架具有類似于天然骨的隨機(jī)結(jié)構(gòu)，D支架是拓?fù)溆行驐U狀結(jié)構(gòu)，G支架是平均曲率為零的三重周期性極小曲面（TPMS）結(jié)構(gòu)，所設(shè)計(jì)的三種支架結(jié)構(gòu)具有相同的孔隙率（75%）和平均孔徑（800 μm）?；趦?yōu)化工藝參數(shù)和氣體霧化JDBM粉體，利用SLM設(shè)備在氧含量低于100 ppm的條件下制備得到了直徑為10 mm、高12 mm的支架樣品，制備完成后所有的支架進(jìn)行電化學(xué)拋光，拋光電解液由10%（體積分?jǐn)?shù)）的高氯酸和90%（體積分?jǐn)?shù)）的無水乙醇組成。拋光后的支架通過微型計(jì)算機(jī)斷層掃描（micro-CT）進(jìn)行結(jié)構(gòu)分析，掃描分辨率為17 μm。Micro-CT重構(gòu)結(jié)構(gòu)、計(jì)算機(jī)輔助設(shè)計(jì)（CAD）原始模型和宏觀圖像如圖4所示，根據(jù)micro-CT結(jié)果可以發(fā)現(xiàn)，拋光后的支架具有與設(shè)計(jì)模型一致的開孔連通結(jié)構(gòu)。

圖5展示了拋光后支架的micro-CT圖像橫截面和SEM圖像，可以發(fā)現(xiàn)拋光后的多孔結(jié)構(gòu)表面光滑，沒有未熔化的粉體顆粒殘留，也沒有觀察到裂紋。因此，AM JDBM支架滿足組織工程支架的要求，即高孔隙率和完全連通的多孔結(jié)構(gòu)[36]。

圖4. 三種支架[仿生結(jié)構(gòu)（B）、金剛石結(jié)構(gòu)（D）和極小曲面結(jié)構(gòu)（G）]的CAD模型和拋光后的結(jié)構(gòu)示意圖。

圖5. B [（a）、（d）、（g）]、D [（b）、（e）、（h）]和G [（c）、（f）、（i）]支架的Micro-CT圖像[（a）～（c）]、SEM圖像[（d）～（f）]和對(duì)應(yīng)的SEM放大圖像[（g）～（i）]。

3.4. JDBM 支架的力學(xué)性能和體外降解行為

使用Zwick AG-100KN試驗(yàn)機(jī)（ZwickRoell，德國(guó)）在室溫下進(jìn)行壓縮試驗(yàn)，壓縮試樣為直徑10 mm、高12 mm的拋光支架，壓縮速度為1 mm·min-1，應(yīng)力-應(yīng)變曲線以工程應(yīng)力和工程應(yīng)變的形式進(jìn)行記錄，每種支架進(jìn)行三次重復(fù)試驗(yàn)。取應(yīng)力-應(yīng)變曲線初始線性部分的斜率為支架的楊氏模量，屈服強(qiáng)度采用0.2%偏移量法計(jì)算，取應(yīng)變量為30%時(shí)的強(qiáng)度為平臺(tái)應(yīng)力。圖6展示了拋光支架的壓縮應(yīng)力-應(yīng)變曲線，可以發(fā)現(xiàn)盡管三種支架結(jié)構(gòu)不同，但都顯示出相似的多孔材料壓縮特性，曲線均可分為三個(gè)典型階段[37]：彈性階段（I）、應(yīng)力平臺(tái)階段（II）和致密化階段（III）。在應(yīng)力平臺(tái)階段，D和G支架的應(yīng)力-應(yīng)變曲線出現(xiàn)應(yīng)力波動(dòng)，同時(shí)，峰值應(yīng)力直到致密化階段幾乎沒有增加；但是，B支架的應(yīng)力-應(yīng)變曲線在應(yīng)力平臺(tái)階段則表現(xiàn)出更多的應(yīng)變硬化，這表明AM支架的力學(xué)性能很大程度上取決于其多孔結(jié)構(gòu)。

與具有均勻結(jié)構(gòu)厚度的拓?fù)溆行蚪Y(jié)構(gòu)（D和G支架）相比，B支架的力學(xué)強(qiáng)度相對(duì)較低，這可能是由于其存在的部分細(xì)支桿的破壞傾向更大，如圖5（a）所示。研究發(fā)現(xiàn)，片狀G支架在壓縮載荷下表現(xiàn)出以拉伸為主的變形行為，因此其力學(xué)強(qiáng)度高于桿狀D支架，后者表現(xiàn)出以彎曲為主的壓縮行為[38]。而應(yīng)力-應(yīng)變曲線的波動(dòng)則是支架結(jié)構(gòu)和材料共同作用的結(jié)果，其中，D和G支架的應(yīng)力-應(yīng)變曲線比B支架的波動(dòng)更為明顯，這可能是由于前兩種支架的結(jié)構(gòu)單元沿壓縮方向分布均勻，壓縮時(shí)出現(xiàn)逐層變形。然而，由于D支架的結(jié)構(gòu)單元數(shù)大于G支架，盡管這兩種支架的平均孔徑相同，卻導(dǎo)致了兩者在應(yīng)力平臺(tái)階段不同的波動(dòng)次數(shù)。同時(shí)，由于鎂材料固有的hcp結(jié)構(gòu)而導(dǎo)致的室溫剪切變形模式也會(huì)對(duì)應(yīng)力-應(yīng)變曲線的波動(dòng)造成影響。

表2總結(jié)了三種支架相應(yīng)的力學(xué)性能，可以發(fā)現(xiàn)G支架的力學(xué)性能最優(yōu)，平臺(tái)應(yīng)力為（32.34 ± 1.36）MPa，楊氏模 量為（0.760 ± 0.020）GPa；而B型支架的力學(xué)性能則最差。盡管三種支架的壓縮性能不同，但其力學(xué)強(qiáng)度均在松質(zhì)骨強(qiáng)度范圍內(nèi)，其中，松質(zhì)骨壓縮強(qiáng)度和楊氏模量分別為0.2～80.0 MPa和0.01～2.00 GPa [39]；這表明了AM JDBM支架在組織工程支架中的應(yīng)用潛力。

為了表征AM JDBM支架的降解性能，采用直徑10 mm、厚3 mm的多孔圓片試樣進(jìn)行試驗(yàn)，將樣品在37 ℃和5% CO2條件下浸入3 mL細(xì)胞培養(yǎng)基（DMEM，Gibco，美國(guó)），細(xì)胞培養(yǎng)基含10%胎牛血清（FBS，Gibco，美國(guó)）和1%青霉素和鏈霉素（Gibco，美國(guó)），浸泡時(shí)每2 d或3 d更換一次細(xì)胞培養(yǎng)基[40]。JDBM支架浸提液的測(cè)試結(jié)果如圖7所示，可以看出在浸泡3 d后所有支架的Mg2+濃度迅速增加，其中，D支架的Mg2+濃度高于其他兩種支架；在第7天后，D支架的Mg2+濃度下降至1300 ppm，與B和G支架的濃度相似。而所有樣品的Ca2+濃度在浸泡6 h后均顯著下降，并在隨后的幾天內(nèi)趨于穩(wěn)定，其中，D支架的Ca2+濃度在浸泡周期內(nèi)一直最低。此外，所有支架的pH值增量在第3天時(shí)達(dá)到峰值并在第7天時(shí)顯著降低；而所有支架的滲透壓增量在7 d浸泡周期內(nèi)均逐漸升高，并在第7天時(shí)達(dá)到類似水平。

Jia等[41]發(fā)現(xiàn)支架浸提液中Mg2+濃度的急劇增加是由于與腐蝕介質(zhì)接觸的多孔結(jié)構(gòu)表面積較大；而浸提液中Ca2+濃度的降低則是由于pH升高導(dǎo)致堿性環(huán)境下磷酸鈣沉積在表面所致。從降解試驗(yàn)結(jié)果可以看出，D支架在浸泡前3天相比于其他兩種支架表現(xiàn)出更嚴(yán)重的腐蝕行為，盡管在第7天時(shí)這種差距被縮小，這表明B、G支架具有更好的臨床應(yīng)用前景。

圖6. B、D和G支架的壓縮應(yīng)力-應(yīng)變曲線。

表2 B、D和G支架的力學(xué)性能

3.5. G 支架的表面改性

為了提高AM JDBM支架的耐蝕性和生物相容性，選擇了具有最佳力學(xué)性能和降解行為的G支架進(jìn)行表面改性處理，使得支架表面形成透鈣磷石（DCPD）涂層[41]，混合溶液的詳細(xì)化學(xué)成分見表3。然后利用阿基米德法測(cè)定裸支架和涂層支架的孔隙率，并通過浸泡試驗(yàn)和細(xì)胞培養(yǎng)試驗(yàn)研究了涂層支架的體外降解行為和細(xì)胞黏附行為。

圖7. JDBM支架浸提液測(cè)試結(jié)果。（a）Mg2+濃度；（b）pH增量；（c）Ca2+濃度；（d）滲透壓增量。

表3 DCPD涂層所用混合溶液的化學(xué)成分

圖8（a）展示了G支架在DCPD涂層處理前后的宏觀形貌，分別記為G和G-DCPD；圖8（b）、（c）分別顯示了G-DCPD支架的SEM圖像及其相應(yīng)的放大圖像，可以發(fā)現(xiàn)DCPD涂層在支架表面均勻涂覆且涂層具有結(jié)晶狀微觀組織。盡管支架在涂覆DCPD涂層后厚度增加導(dǎo)致其孔隙率下降，如圖8（d）所示，但G-DCPD支架仍然保持了極小曲面結(jié)構(gòu)。

圖9展示了G-DCPD支架浸提液與G支架浸提液的Mg2+和Ca2+濃度、pH和滲透壓的變化，可以看出在浸泡過程中，G-DCPD支架的Mg2+濃度明顯低于G支架，同時(shí)滲透壓增量也顯著低于G支架；盡管G-DCPD支架的pH增量在前3天也較低，但由于G支架的pH增量呈下降趨勢(shì)，因此后期兩者數(shù)值變得接近。相比之下，G-DCPD支架的Ca2+濃度則一直明顯高于G支架。綜上可以說明G-DCPD支架的體外降解速率低于G支架。Niu等[41]已經(jīng)證明JDBM鎂合金經(jīng)DCPD處理后CaHPO4·2H2O會(huì)在表面沉積并與JDBM基體緊密結(jié)合，該涂層會(huì)在鎂基體和腐蝕介質(zhì)之間起到阻擋層的作用，從而提高了涂層支架的耐蝕性。

在細(xì)胞黏附試驗(yàn)中，首先將樣品置于12孔板中，然后將MC3T3-E1成骨細(xì)胞以1 × 105個(gè)細(xì)胞/孔的密度接種于樣品上，加入3 mL含有10%胎牛血清（FBS，Gibco，美國(guó)）及1%青霉素和鏈霉素（Gibco，美國(guó)）的細(xì)胞培養(yǎng)基（α-MEM，Gibco，美國(guó)），在37 ℃和5% CO2條件下分別培養(yǎng)6 h、1 d和3 d。培養(yǎng)結(jié)束后用磷酸緩沖鹽水溶液（DPBS，HyClone，美國(guó)）輕輕清洗支架，并用Calcein-AM和Ethidium homodimer-1試劑（LIVE/DEAD Viability/Cytotoxicity Assay Kit, Thermo Fisher Scientific Inc，美國(guó)）在37 ℃下染色15 min，最后利用熒光顯微鏡（IX71，Olympus，日本）觀察染色結(jié)果，相關(guān)結(jié)果如圖10所示。可以從圖10（a）和（d）看出，在培養(yǎng)6 h后，黏附在G-DCPD支架上的細(xì)胞遠(yuǎn)遠(yuǎn)多于G支架上的細(xì)胞；隨著培養(yǎng)時(shí)間的延長(zhǎng)，兩組支架上的細(xì)胞數(shù)量逐漸增加，但在整個(gè)培養(yǎng)周期內(nèi)G支架上的細(xì)胞數(shù)量和細(xì)胞活性相比于G-DCPD支架仍存在較大差距；同時(shí)圖10（f）顯示在培養(yǎng)3 d后，黏附在G-DCPD支架上的細(xì)胞開始在表面鋪展，說明DCPD涂層可以有效改善支架的細(xì)胞相容性。

圖 8. G-DCPD支架。（a）宏觀圖像；（b）、（c）SEM圖像；（d）孔隙率。

圖9. G和G-DCPD支架浸提液測(cè)試結(jié)果。（a）Mg2+濃度；（b）pH增量；（c）Ca2+濃度；（d）滲透壓增量。

此外，為了進(jìn)一步表征表面改性對(duì)于細(xì)胞活性和增殖能力的影響，還進(jìn)行了間接細(xì)胞毒性試驗(yàn)。首先，在生理?xiàng)l件下（5% CO2, 37 ℃）將支架置于3 mL α-MEM中浸泡3 d得到浸提液，并根據(jù)可降解鎂合金體外細(xì)胞毒性試驗(yàn)的建議[42]，將浸提液分別稀釋至15%和30%。然后，將MC3T3-E1成骨細(xì)胞以2000個(gè)細(xì)胞/孔的密度接種在96孔板中，培養(yǎng)24 h后用稀釋浸提液替換細(xì)胞培養(yǎng)基，并繼續(xù)分別培養(yǎng)6 h、1 d和3 d。培養(yǎng)結(jié)束后向各孔中加入10 μL細(xì)胞計(jì)數(shù)試劑盒-8（CCK8，Beyotime，中國(guó)）溶液，并在細(xì)胞培養(yǎng)箱中培養(yǎng)2 h，然后在450 nm波長(zhǎng)處測(cè)量每孔吸光度，試驗(yàn)結(jié)果如圖11所示。對(duì)于15%稀釋浸提液，兩組支架均呈現(xiàn)促進(jìn)細(xì)胞生長(zhǎng)作用，G支架與G-DCPD支架之間無顯著性差異；然而，在30%稀釋浸提液中，G-DCPD支架的細(xì)胞活性高于G支架，并且G-DCPD支架對(duì)成骨細(xì)胞增殖有明顯的促進(jìn)作用，這表明G-DCPD支架具有一定的成骨性能。

相比于涂層支架，裸支架較差的細(xì)胞相容性的主要誘因之一可能是其過快的腐蝕速率[43]；同時(shí)據(jù)報(bào)道，表面潤(rùn)濕性也對(duì)細(xì)胞黏附有影響，而DCPD涂層已被證明適合細(xì)胞增殖[41,44]。為了進(jìn)一步驗(yàn)證AM JDBM支架在DCPD表面改性后的潛在臨床應(yīng)用前景，相關(guān)的體內(nèi)研究也正在進(jìn)行中。

圖10. G支架[（a）～（c）]和G-DCPD支架[（d）～（f）]的細(xì)胞相容性，其中，（a）、（d）培養(yǎng)6 h，（b）、（e）培養(yǎng)1 d，（c）、（f）培養(yǎng)3 d。

4. 結(jié)論

本文討論了AM鎂基植入物所面臨的挑戰(zhàn)和相應(yīng)的應(yīng)對(duì)策略，設(shè)計(jì)了三種具有相同孔隙率和平均孔徑的鎂支架，并通過SLM工藝進(jìn)行增材制造制備。研究發(fā)現(xiàn)AM JDBM支架呈現(xiàn)出完全連通的結(jié)構(gòu)、合適的壓縮性能和適度的降解行為，滿足組織工程支架的基本要求；同時(shí)結(jié)合細(xì)胞培養(yǎng)試驗(yàn)，具有復(fù)雜結(jié)構(gòu)的AM可降解鎂支架展示了臨床應(yīng)用前景。此外，支架進(jìn)行DCPD表面改性后可以顯著促進(jìn)其細(xì)胞增殖能力，這是由于相比于裸支架，涂層支架具有更好的耐蝕性和細(xì)胞相容性，表明了AM可降解鎂基植入物進(jìn)行后續(xù)表面改性的必要性。綜上，可降解和AM技術(shù)的結(jié)合使得可降解鎂合金成為具有前景的下一代結(jié)構(gòu)復(fù)雜的骨科植入物的候選材料。

圖11. MC3T3成骨細(xì)胞在G和G-DCPD支架的稀釋浸提液中分別培養(yǎng)6 h、1 d和3 d后的細(xì)胞活性。

致謝

本研究得到國(guó)家自然科學(xué)基金（51571143）、國(guó)家重點(diǎn)研究發(fā)展計(jì)劃（2016YFC1102103）、上海市科學(xué)技術(shù)委員會(huì)（19441906300、18441908000、17440730700）和深圳市醫(yī)療衛(wèi)生三名工程（No. SZSM201612092）的資助。

Compliance with ethics guidelines

Yinchuan Wang, Penghuai Fu, Nanqing Wang, Liming Peng, Bin Kang, Hui Zeng, Guangyin Yuan, and Wenjiang Ding declare that they have no conflict of interest or finan cial conflicts to disclose.