許勝，蔣偉

(廣西醫(yī)科大學附屬口腔醫(yī)院，南寧530021)

自上個世紀90年代以來，增材制造技術(3D打印)逐步發(fā)展成熟。目前，粉末冶金法、漿料發(fā)泡法、凝膠注模成形法等微孔成形方法已被用于制造鈦合金表面微孔［1]。上述方法適用于不同領域，雖能有效形成表面微孔，但仍存在一定局限性。以上方法都不能精準的制造出規(guī)則的幾何單元微孔也不能準確的控制孔隙率。雖然這些方法能在種植體表面形成不規(guī)則的幾何形狀孔隙，可促進早期、高密度的細胞附著定殖，但細胞也僅是在種植體表面定殖。選擇性激光熔覆(Selective Laser Melting，SLM)技術是目前發(fā)展最為迅速的金屬3D打印技術，已廣泛用于航空航天、工業(yè)制造、醫(yī)療器械等領域。SLM技術在口腔種植體制造中具有高設計自由度、高精度的制造特點，可精確控制多孔結構的孔隙率以及內部孔隙結構參數(shù)，包括聯(lián)通性、孔徑大小、幾何形狀、微孔分布，這不僅可以降低金屬植入物的彈性模量，減小“應力屏蔽”效應，可滿足孔隙內快速骨長入的要求。利用SLM技術能制造出具備百微米級表面微孔聯(lián)通的口腔種植體，使細胞更容易向支架內部伸展和附著，為骨細胞黏附和生長提供了更多空間和表面積，在成骨的早期就能讓骨基質生成在微孔中，使種植體早期具備良好的初期穩(wěn)定性，具有優(yōu)良的生物相容性?，F(xiàn)將近年國內外SLM制作的口腔微孔種植體機械性能、生物性能及表面處理方法應用研究進展綜述如下。

1 SLM技術制作的口腔微孔種植體機械性能

傳統(tǒng)鈦合金種植體由于彈性模量較高(120 MPa)［2]，和頜骨相差較大，受力時容易發(fā)生“應力遮蔽”，導致種植體周骨質吸收和骨結合失敗，為了降低彈性模量使與頜骨(0.5 ～ 30 MPa)［2]匹配，利用SLM技術對醫(yī)用鈦及鈦合金試件表面進行微孔加工便成為了最佳選擇，即可以降低彈性模量使其力學性能和人骨匹配，還可以加大其試件表面積，促進早期細胞的黏附?？紫堵士梢酝ㄟ^調整SLM制造參數(shù)獲得理想值，從而調整試件的彈性模量［3]。對于孔隙的設計而言，人皮質骨的孔隙率為5.36% ～14.2%，孔隙尺寸為 5～150 μm，松質骨孔隙率達30% ～95%，孔隙尺寸 20 ～ 1 000 μm［3]，因此微孔種植體孔徑、孔隙率的設計應合乎人骨的機械性能和力學性能。隨著孔隙率在一定范圍內的增加，多孔種植體周的高峰應力值面積也隨之減小，應力分布更均勻，更合乎人體生物力學［4]，這主要是因為種植體在受到各向應力時，種植體本身微孔支架部分具備較低的彈性模量和種植體周骨質相接近，能起到良好的緩沖作用，也能順利的把應力釋放到周圍骨質中?？紫吨睆綄τ诔晒浅裳苡兄匾挠绊懀^大的孔徑能更有利于成骨，孔隙越大，成血管的直徑也越大，最終植入效果越好，但同時也對植入材料的機械強度會有影響［5]，低孔徑種植體孔單位更多、表面積較大。為制造出與骨彈性模量相匹配的種植體，Gregorová等［6]探究了孔隙率和彈性模量的關系并認為孔隙率P和立體幾何因數(shù)a直接影響脆性材料的彈性模量E，提出經(jīng)驗公式：E=E0(1－aP)(1－P/Pc)，E0為完全致密時材料的彈性模量，a為立體幾何因素，Pc是取決于組成顆粒的堆積幾何。

而在臨床運用中，我們所設計的種植體需要適應骨內不同骨質的骨密度和彈性模量分布，利用有限元分析結合Hounsfield單元，可以得出骨內的骨質密度分布，通過該公式得到密度ρ與彈性模量E的關系［7](骨泊松比為0.3)，從而推算出相應骨內彈性模量的分布，為設計出能適應骨內彈性模量分布的種植體提供重要依據(jù)。

立體幾何結構單元的設計對其應力傳導和彈性模量還有成骨效果均有著一定的影響。鈦合金的晶格為四個鈦原子包饒的四面體形，其夾角為109.5°［8]，以其晶格形態(tài)作為微孔結構的單元，這種四面體形狀在抵御各向力時有著良好穩(wěn)定性，而且具備較高的孔率，彈性模量接近人類的骨小梁，能在平行于試件長軸方向承受較大的力和具備理想的強度適用于埋入松質骨部分的種植體表面設計，而銳角設計常常會導致每層熔覆層之間的熔覆失敗。在皮質骨的設計上，正菱形的單元結構具有應力傳導功能，應力主要集中在棱邊區(qū)域，該結構有利于應力向骨組織傳遞，能有效避免頸部應力集中［9]適用于與皮質骨接觸的種植體頸部設計。此外，還有學者對方形及球形的微孔結構進行了研究，Taiji Adachi等［10]發(fā)現(xiàn)方形的聯(lián)通微孔結構在骨引導和骨生成的效果上要好于球形聯(lián)通結構，在細胞培養(yǎng)的150天后，正方體孔的支架長滿了成熟骨組織，而球體形支架周圍主要還是新骨生成，并未發(fā)育成為成熟骨。但在骨長入深度方面，譚本前等［11]在組織學觀察中發(fā)現(xiàn)并證實了菱形多孔隙層中骨長入深度及新骨生成充盈率均高于方形孔隙層，并且菱形微孔在6月的骨結合后具備更高的抗剪切強度。

Arabnejad 等［12]根據(jù) Maxwell超定法則［13]設計出了應力－拉伸形變?yōu)橹鞯陌私切沃Ъ軉卧?2邊立方體單元［14]，要比應力－彎曲形變?yōu)橹鲉卧嚰叱?倍的結構強度。并發(fā)現(xiàn)在制造要求較高的高孔隙率和低孔徑的制造中，22邊立方體的制造誤差更低、硬度和屈服強度變化更穩(wěn)定，在植入后的第4、8 周就具有較高的骨長入率［14]。

2 SLM技術制作的口腔微孔種植體生物性能

2.1 生物相容性 目前用于口腔種植體制造的材料主要還是以鈦合金為主，其優(yōu)秀的生物相容性早已被證實。而在新型制造工藝下的SLM鈦合金試件也同樣表現(xiàn)出了優(yōu)異的生物相容性。SLM鈦合金種植體在動物實驗中未見有明顯的肝腎組織和功能損傷。組織中也僅是纖維包饒，未見明顯排異反應［14]。試件表面細胞生存狀態(tài)良好，細胞器、細胞膜以及細胞功能良好［15]，甚至細胞黏附和增殖以及成骨相關基因表達活性亦有較好的表現(xiàn)［15]。溶血率在1.389% ～2.460%之間，低于5%，不會造成急性溶血。細胞毒性都在1級以內。

2.2 生物功能性 傳統(tǒng)的種植體制造方法雖然能在種植體表面形成不規(guī)則幾何形狀的孔隙和較高的表面粗糙度和表面積，能在植入早期就有較高密度的細胞附著定殖［5]，但在這樣的表面上細胞也只能在種植體表面定殖，而且在細胞代謝和成骨過程中也只有少量類似盲端結構的骨質凸起長入種植體表面，骨質凸起相互交聯(lián)少，骨代謝空間小，由于缺少一定量的微孔支架對應力進行緩沖和釋放，且由于微孔結構的形狀不規(guī)則和孔徑不均一，最終長入的骨小梁排列也是無序和不均勻的，無法使應力向周圍骨組織進行均勻傳遞［11]。根據(jù)根據(jù)Wolff定律，異常應力必然導致骨組織的自我調節(jié)和重新塑型，最終引起種植體周繼發(fā)性骨吸收［17]。

而目前數(shù)百微米級的SLM幾何結構亦能很好的促進細胞伸入和骨長入，進入微孔的細胞在兩周之后在微孔之間形成纖維狀的胞外基質，是由于微孔中的細胞利用伸長的細胞凸起相互橋接和包裹，形成條豎狀結構的類骨樣基質［2]。骨組織長入孔隙結構形成的三維機械互鎖界面擁有更好的應力分布，改變了原實心種植體的種植體－骨界面的應力作用方式［18]，并且需要更大的力量來破壞該界面，內部鏤空連通的結構可以促進細胞的黏附、增殖和分化［5]，還能進行廣泛的體液運輸促進骨重建加快骨結合［19]。組織學上的表現(xiàn)為骨長入微孔中，同時緊密結合著種植體界面，形成了牢固的種植體－骨內部機械鎖節(jié)。同時在臨床研究中，SLM種植體也表現(xiàn)出了較SLA種植體具有更佳的早期骨礦化沉積表現(xiàn)［20]。但由于制造精度的限制和過熔以及球化現(xiàn)象［21]，高孔隙率結構在制造中，往往表現(xiàn)為隨著理論孔隙率在50%～75%范圍內的增大，實際孔隙率的誤差率也隨之增大。當理論值在75%時，實際值為60%。與理論孔徑相比，實際孔徑存在15%～50%的制造誤差［12]。而低孔徑支架在制造中，微孔出現(xiàn)了崩裂和設計幾何結構無法精準成形，變成橢圓形熔覆團，最終導致早期骨長入效果差［8]。此外，由于開放微孔的毛細效應，毛細管占位后的低孔徑試件開放孔徑變小，微孔內部的培養(yǎng)液不能完全滲入，導致細胞增殖所需的氧和營養(yǎng)物質無法充分進入，進而引起細胞密度低，但其表面積大，培養(yǎng)液隨著時間的滲透，很快就與高孔徑試件在72小時后相近［17]。此外容易出現(xiàn)完全熔覆區(qū)較小，未完全熔覆區(qū)占比較大，試件壓縮強度大大降低，其負載效果也難以達到預期效果［8]?？紫堵实目刂圃?0% ～79%［5，8.9，12，17]為多數(shù)學者所建議的范圍，原因可能是較高孔隙率的結構提供了更多的空間利于成骨細胞的附著生長。且在一定范圍內，孔隙率和骨長入率是呈線性比例關系［12]。然而并非越大的孔率對細胞化的作用也就越好，李述軍等［2]研究發(fā)現(xiàn)，隨著孔率從76%增大到90%，細胞化作用將從55%降低到30%，但具體原因尚未明確，還有待研究。

而微孔在種植體表面上的設計上，有學者［17]以百微米級的多孔結構取代傳統(tǒng)螺紋的種植體，并發(fā)現(xiàn)350 μm多孔種植體在在第4周時候ALP基因表達活性較高。多孔種植體相較于傳統(tǒng)螺紋種植體在在7天和14天時的ALP相對表達活性要高出大約兩倍，350 μm在7天和14天時候，與成骨相關的Runx2、OPN、OCN、ALP基因都具有較高的相對mRNA 表達量［16，17]。另外戴振寧等［22]報道在植入 21天內，在70%孔隙率以內的微孔種植體整個成骨誘導分化過程中，ALP活性與種植體支架孔隙率成正比 。除了以微孔取代螺紋的設計之外，傅凱杰等［23]在螺紋之間設計菱形聯(lián)通微孔，并在微孔中添加羥基磷灰石作為緩釋藥劑促進骨結合，這樣的設計能在植入過程中藥物涂層就可以避免隨著螺紋與牙槽骨的力學作用下產(chǎn)生不定量脫落，并且植入時多孔結構并不與骨組織直接接觸，這樣也保證了孔隙內部藥物可以得到長時間作用。由于其良好的生物相容性，植入后的種植體周骨組織不但能和羥基磷灰石涂層形成骨結合界面，甚至部分還能穿入涂層，與鈦合金表面直接進行骨結合［20]。

3 SLM技術制作的口腔微孔種植體表面處理方法

眾所周知，粗糙種植體表面有利于種植體的骨整合，利用SLM技術成形的鈦合金種植體表面不完全熔化的金屬粉末可以很大程度上增加試件表面的粗糙度，達到(10.65 ±2.3)μm［24]，有利于細胞突的長入和附著。此外還可以通過酸蝕，清除試件表面未完全熔覆的鈦顆粒并且成形5～10 μm的火山狀凹坑和尖嵴，酸蝕處理后的種植體表面不僅表面積得到了大幅提高，表面的自由能還獲得很大程度的提升了，更能刺激血管組織與結締組織的形成和附著，促進骨組織的整合［23]，然后再進行堿處理消除銳嵴并且使凹坑圓潤形成二級結構，提高表面微觀強度，接近于市售各種表面處理達到的粗糙度。堿處理同時還能使種植體表面變成含有Ti－OH的活性表面，提高粗糙度、增強活性，促進羥基磷灰石形成［23]。

為了加快SLM種植體的血管化和骨形成，在SLM多孔種植體上進行生物化學涂層處理能加強其生物性能：帶有鈣磷酸鹽［21]、聚乙酸內酯［25]、甲磺酸去鐵胺［26]、多晶金剛石［27]等均以 SLM 種植體微孔作為載體發(fā)揮其生物功能。鈣磷酸鹽在內環(huán)境中能與體液交互作用，表面發(fā)生浸潤、溶解、離子交換和鈣鹽沉積，與骨有良好的親和性，促進了周圍骨組織的生成、礦化和成熟。但由于其在植入后的早期會在種植體表面形成一層反應性薄膜組織，完全覆蓋種植體表面，交織狀的新骨并不會附著在種植體表面，而是附著在膜上，從而導致了早期成骨無法緊貼植體表面，無法進入孔隙中。并且隨著涂層的溶解，在植入的4周和15周，力學性能也無法達到令人滿意的結果［26]。聚乙酸內酯具有良好的生物相容性，及良好的生物降解性常作為細胞生長支持材料，和 VEGF、HMGB1、C － X －C motif、CXCL12 等血管化因子和生長因子的載體，其優(yōu)秀血管化的生物學性能也已被證實［25]。由于低黏度，高流動性，PCL能完整的滲透入微孔中，不形成氣泡，形成微孔內部完整的涂層且不會明顯改變微孔直徑［25]，但是由于其疏水性，植入的早期僅有少數(shù)的蛋白黏附，細胞附著數(shù)目也低于無涂層的多孔種植體，細胞密度相對較低，植入后早期成骨細胞的附著和成骨效果要差于無涂層的多孔鈦合金種植體。甲磺酸去鐵胺是作用于內皮細胞，形成低氧環(huán)境，增強細胞生存能力，促進生存信號通路間接調控內皮、基質和血管的生物學行為，促進內皮細胞形成膠狀毛細血管［26]，以鐵胺甲磺酸結合微孔結構，能在植入早期有良好的成血管作用，且DFM在促血管化的生物功能中亦有促骨生成的作用。作為近幾年研制的多晶金剛石涂層具有促進哺乳類動物細胞生長、加強磷灰石沉積和抗菌、適當?shù)幕瘜W惰性、增加表面強度、耐腐等優(yōu)點，已被廣泛運用于心血管、骨科、口腔學科運用中。其細胞化效果也被Rifai等［27]所證實。相較于SLM鈦合金試件表面出現(xiàn)的未完全熔覆的鈦顆粒所導致的表面不平整連續(xù)，導致細胞黏附和生長的不連續(xù)。多晶金剛石涂層［34]的鈦合金試件表面均勻連續(xù)，有利于細胞爬行和連續(xù)增殖，在24小時的細胞培養(yǎng)后，多晶金剛石表面的細胞數(shù)目要遠多于SLM鈦合金試件表面，盡管金剛石膜為接觸角92°的疏水性材料。其強大的生物附著性能主要歸結于其結晶方向和高表面能。

這些近幾年研發(fā)的新興表面涂層雖然具有良好的生物性能表現(xiàn)，但其長期的表現(xiàn)，尤其是在負載功能情況下的效果目前尚未有所報道。

綜上所述，SLM技術制作的口腔微孔種植體機械強度較高，可適應骨內不同骨質的骨密度和彈性模量分布，微孔結構為骨細胞黏附和生長提供了更多的空間和表面積，相較于常規(guī)口腔種植體增強了骨傳導性和骨誘導性，提高了骨結合率。SLM技術制作的口腔微孔種植體生物相容性高，可促進骨重建及早期骨礦化沉積、加快骨結合，形成牢固種植體－骨內部機械鎖節(jié)。SLM技術成形的鈦合金種植體可通過酸蝕、堿等處理種植體表面，提高表面微觀強度，促進細胞附著，刺激血管形成。鈣磷酸鹽、聚乙酸內酯、甲磺酸去鐵胺、多晶金剛石等可用于口腔微種植體涂層促進種植體的骨傳導性和骨誘導性，提高了骨結合率。

SLM技術目前對于微孔口腔種植體的制造研究在近幾年有了較大的進展，但對于模擬骨長入微孔支架并形成生物機械鎖節(jié)后的應力分析還未見研究，并且其在活體內的應力分析實驗還有待開展;微孔結構對細胞化和成骨的效果相繼被眾多學者所證實，尤其是高孔隙率的結構具備更佳的生物學性能，但以目前的制造水平，低孔徑和高孔隙率結構還難以達到預期的精度，且對于79%以上的孔隙率變化對細胞化的影響目前缺乏相關研究，此外目前用于SLM微孔種植體的表面涂層尚缺乏長期效果觀察。對于其真正運用于臨床，還需更多的研究。隨著SLM在口腔醫(yī)學領域的運用逐漸廣泛，在其他口腔器械如種植導板、正畸托槽及保持器、口腔外科個性化植入物、個性化手術器械等制造運用還有廣泛空間和前景。