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摘要: 生物陶瓷骨支架是继金属骨支架之后，较为理想的人工骨缺损修复材料。由于骨缺损形状各异，增材制造技术与生物陶瓷的结合，为骨支架的制备提供了个性化、定制化、成型复杂型体的可能。目前，陶瓷人工骨的增材制造技术展现出了巨大应用前景，但仍面临着力学强度不高、生物性功能单一的问题。为此，本文从提高骨支架的力学性能、拓展其生物性功能的角度出发，归纳分析了浆料/粉体体系、脱脂烧结工艺、材料复合、结构设计对支架力学性能的影响，从药物释放、治疗肿瘤两个方面总结了多生物功能支架的研究进展，并介绍了增材制造陶瓷骨支架在生物体内的研究现状。最后，对增材制造生物陶瓷人工骨的发展进行了展望。Abstract: Bioceramics are the ideal artificial materials of the bone scaffolds to repair the bone defects next to the traditional metal materials. The combination of additive manufacturing and bioceramics provides the enormous possibilities to achieve the customized and personalized scaffolds with more complex structures for the personalized therapy. Nowadays, the bioceramics scaffolds prepared by the additive manufacturing show the great prospects, but meet the problems of poor mechanical strength and single biofunction. To improve the mechanical properties and expand the biological functions of the bioceramics scaffolds, the influence of the slurry/powder system, debinding and sintering process, composite materials, and structure design on the mechanical properties of the bioceramics scaffolds was concluded and analyzed in this paper. The progress of the multifunctional bioceramics scaffolds was summarized from two aspects of drug release and cancer treatment. The research status of bioceramics scaffolds by additive manufacturing in vivo was also introduced. Finally, the development of bioceramics scaffolds by additive manufacturing was prospected
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Keywords:
- bioceramics /
- 3D printing /
- bone scaffolds /
- mechanical properties /
- multi-biofunction
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自体骨被誉为骨缺损修复的“黄金标准”[1]，但自体骨由于数量稀缺、多次手术、形状难以控制等因素，限制了其在骨缺损修复中的应用，而异体骨又面临着免疫排斥的巨大风险，人工骨支架无疑成了较为理想的替代品。可用作人工骨支架的材料包括金属、高分子、陶瓷等，金属骨支架在人体内经过长期腐蚀后析出的金属离子，给人体的神经系统和内分泌系统带来严重危害，高分子支架力学性能较低，易产生的应力松弛和蠕变问题，让人们把目光转向了生物陶瓷骨支架。
生物陶瓷凭借优异的生物相容性广受关注。生物陶瓷材料可以分为三大类；以氧化铝、氧化锆为代表的生物惰性陶瓷，以生物活性玻璃、羟基磷灰石为代表的生物活性陶瓷，以磷酸三钙为代表的生物可降解陶瓷[2‒5]。不同的生物陶瓷有着各自的特点，如氧化铝陶瓷硬度高，氧化锆陶瓷韧性大，羟基磷灰石的化学成分与人体骨骼无机部分高度相似等，但陶瓷都有着一个共同的劣势—脆性大[6‒8]，导致其在传统加工技术中成本高，难以成形复杂型腔。增材制造技术是一种根据三维模型，通过层层堆叠使材料成形的新兴制造技术，其优势在于快速成型、个性定制化生产、一体化成形复杂结构。增材制造技术与生物陶瓷的结合能满足生物医疗领域个体化治疗的需求。可用于制备生物陶瓷材料的增材制造技术主要有三类，分别是立体光固化成形技术（上拉式/下沉式）、材料挤出技术和粘结剂喷射技术，其原理如图1所示[9‒11]。
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陶瓷增材制造技术的应用为生物陶瓷人工骨支架的制备带来无限可能，但仍面临着一些挑战，如力学性能不高，骨修复能力不强，生物性功能单一等，这些不足严重地阻碍了其在临床骨移植中的试验和应用。随着临床骨修复应用场景的深入，对人工骨支架力学性能的要求也在提高，此外，还对骨支架衍生出具备其他生物性功能的需求，如定向释放药物和治疗肿瘤等。因此，本文从力学性能和生物性功能的角度出发，从浆料或粉层体系、脱脂烧结工艺、复合材料和结构设计四大方面，总结了提高增材制造生物陶瓷人工骨支架力学性能的研究，分析了药物释放和肿瘤治疗生物多功能骨支架的研究进展，阐述了增材制造陶瓷骨支架在生物体内的应用现状以及应用过程中出现的支架力学性能稳定性问题，最后对增材制造生物陶瓷人工骨面临的挑战进行展望，以期推动生物陶瓷增材制造技术在人工骨支架中的发展，助力生物陶瓷人工骨支架早日进入临床应用，造福全球病患。
1. 骨支架的力学性能
人工骨支架作为修复骨缺损部位的“桥梁”，植入人体后必然会面临地心引力、物体与支架之间的作用力、体液环境对骨支架的作用力等问题，植入部位周边骨组织、肌肉对骨支架的挤压、拉伸，外固定器具、敷料对骨支架的挤压，体液环境对支架的浸润，冲刷等都会导致骨支架发生形变。一般而言，周边骨组织、肌肉、外固定器具的作用力是骨支架的主要承受力。
增材制造技术制备的生物陶瓷人工骨支架要进入临床应用就必须解决受力问题。换而言之，需要提高打印后骨支架的力学性能。生物陶瓷材料的固有特性对人工骨支架力学性能的影响最为直接，材料的理论强度决定了人工骨支架力学性能的上限。对于三种常用的生物陶瓷增材制造技术，它们应用的材料状态有所区别，立体光固化工艺和材料挤出工艺应用的材料状态主要为固液混合的浆料（包括膏料），而粘结剂喷射工艺应用的材料状态为固态粉末。在上述生物陶瓷浆料/粉体体系中，除了生物陶瓷材料自身属性对支架力学性能有直接影响外，浆料体系的固含量或粉体体系的粉层密度、脱脂烧结工艺、材料复合也会对支架力学性能产生影响。
1.1 浆料/粉体体系
浆料体系中适当地提高固含量能直观地提升人工骨支架的力学性能，固含量的提高能使人工骨支架的体积密度接近材料理论密度，从而表现出更高的力学强度[12]。一些学者研究了不同固含量对人工骨支架力学性能的影响。Feng等[13]研究了立体光固化工艺羟基磷灰石浆料体系中固含量对人工骨支架压缩性能的影响，研究结果表明，当孔隙率在～50%时，固含量从40%（体积分数）提高到50%，人工骨支架的压缩强度从1.45 MPa上升到1.92 MPa。Xia和Duan[14]研究了材料挤出工艺中不同固含量氧化锆的力学性能，结果表明，固含量为54%（体积分数）时，制件的弯曲强度约为300 MPa，拉伸强度约为40 MPa，固含量提高了4%后，弯曲强度、拉伸强度都提高了一倍多，分别约为676 MPa和92 MPa。Lee等[15]通过调整粘结剂喷射工艺打印参数，控制打印氧化铝陶瓷骨支架的相对密度，研究了不同相对密度的氧化铝陶瓷对压缩性能的影响，结果表明相对密度从50.8%提高到70.9%时，坯体的压缩性能从30.2 MPa提高到113.1 MPa。从上述的研究不难发现，浆料的固含量本质上影响的是成型后人工骨支架的相对密度，相对密度的提高导致了支架力学性能的提高。
浆料固含量的提高意味着陶瓷粉末所占的比重增大，整体黏度变高，流动性变差，要提高人工骨支架的力学性能面临的关键问题是如何改善高固含量浆料的流动性和流变特性，令浆料的特性与打印工艺相匹配，从而制备出致密的人工骨支架。对于立体光固化工艺，由于打印过程需要依靠流动的浆料去填充下一层的打印空间，所以高固含量浆料需要具备较高的流动性；对于材料挤出工艺，为了保证打印的连续性，更注重浆料的黏弹性和剪切变稀特性。为此，亟需研究浆料体系中的成分，如陶瓷粉末的特性、改性剂的类型、种类等，改善浆料的流动性和流变特性。
不同机理的表面改性剂、改性剂的用量和树脂单体的类型都会影响高固含量浆料的流动性和流变特性，进而影响人工骨支架力学性能。由于表面改性剂的机理和用量对陶瓷粉末分散和剪切变稀的影响尚无定论，不少学者围绕陶瓷材料的分散做出了一连串的摸索研究。Sun等[16‒17]针对氧化锆陶瓷的分散问题，系统地研究了不同改性机理的改性剂及其用量对氧化锆浆料的影响，结果表明BYK改性剂对氧化锆的分散效果较好，并通过改性剂用量试验确定了最佳的分散剂含量，并制备出固含量高达83%（质量分数）、黏度1.48 Pa·s（剪切速率50 s‒1）的氧化锆浆料。Zhang等[18]和李克航等[19]研究了改性剂种类及含量对氧化铝陶瓷浆料的影响，前者研制出了一种固含量高达60%（体积分数）的氧化铝陶瓷浆料，结果表明采用质量分数5%KOS110配置的浆料具有明显的剪切变稀特性，黏度为3.55 Pa·s（剪切速率50 s‒1）。此外也有一些学者研究了不同分子量分散剂对氧化铝陶瓷浆料的影响。张帅[20]研究了不同分子量的二元羧酸改性剂对氧化铝陶瓷在树脂中的分散情况，结果表明，随着二元羧酸分子量的增加，浆料体系的黏度有所下降。相对于疏水浆料体系，亲水浆料体系的黏度更低，因为亲水树脂具有更低的黏度。Wang等[21]制备了一种由不同粒径组合、固含量高达52%（体积分数）的亲水羟基磷灰石浆料，并通过该浆料打印出了多孔人工骨支架，结果表明，当聚丙烯酸铵的含量为0.3 mg·m‒2时，浆料的分散效果最好，同时也发现粉末粒径越细，制备的骨支架相对密度越大，压缩性能越高，高达约37 MPa（粒径为1 μm）。Brazete等研究了不同改性剂对高固含量氧化锆浆料剪切变稀特性的影响，通过引入质量分数为0.03%的增弹剂提高了浆料的黏弹性，制备的体积分数为48%的氧化锆浆料实现了连续不断丝打印不同孔径的骨支架。上述学者的研究为降低高固含量浆料的黏度、改善其流变特性做出了一系列的探索，以寻求最优的高固含量制备方法。
目前已知改性剂分散改性机理主要有三种，分别是静电斥力作用、空间位阻作用和静电位阻稳定作用[22]。在添加改性剂降低高固含量浆料黏度的研究中发现，研究者基本上都是通过遍历实验测试不同改性剂种类和含量的效果，仍未能分析总结出不同生物陶瓷材料与改性剂种类、含量的关系，无法从顶层出发设计出高固含量、低黏度的浆料。此外，应用黏度更低的亲水树脂体系也是降低高固含量浆料体系黏度的另一种思路。
对于粉体体系，影响人工骨支架相对密度的因素主要与陶瓷粉末的粒径、形状有关。当陶瓷粉末的粒径相对较大时，粉层的体积密度较小，而粉末粒径较小时，其体积密度相对较大，打印的骨支架也更为致密，缺陷更少。但小粒径的粉末容易发生团聚现象，导致其流动性下降，使打印过程中粉末难以铺平，影响了粉层的相对密度，同时流动性也受陶瓷粉末形状的影响，粉末越接近于球型，粉体的流动性越好，更容易铺平，从而提高粉层的相对密度[23‒26]。为了提高人工骨支架的力学性能，平衡粒径对粉层相对密度的影响，需要将不同粒径的粉末进行混合。Sun等[27]研究了AP40生物活性玻璃不同粒径组合对粉层相对密度的影响，将不同粒径的陶瓷粉末按照梯度质量比从100%到60%进行混合，结果表明，粉末组合为质量分数60%、粒径45～100 μm与质量分数40%、粒径0～25 μm的陶瓷粉末具有更高的豪斯纳比，能显著地提高铺平粉层的相对密度，制件密度从1.47 g·cm‒3提高到1.6 g·cm‒3，弯曲强度从1.2 MPa提高到1.8 MPa。可见，恰到好处的陶瓷粉末粒径组合能明显改善打印骨支架的致密程度，进而提高其力学强度。
1.2 脱脂、烧结工艺
树脂聚合交联反应或粘结剂的粘接力维持着打印完成后骨支架的形状，但仅依靠固化、粘结而成型的支架力学性能并不理想，同时树脂等有机物的存留会对人体产生毒性，所以需要进一步对成型后的骨支架进行脱脂、烧结，使有机物排出以及陶瓷粉末颗粒融合、生长[28]。
陶瓷内部存在的裂纹和孔洞会导致其在外力加载时出现应力集中，从而使其力学性能大幅下降，因此，有效地抑制裂纹和孔洞的产生对陶瓷保持良好的力学性能有着重要意义。对于陶瓷增材制造技术而言，脱脂工艺是必不可少的，其目的在于平稳地将骨支架内部固化的树脂、粘结剂排出，减少裂纹产生。在脱脂排胶过程中，随着温度的升高，固化的树脂或粘结剂经历了熔化、分解、溢出，其热分解产生的气体小分子溢出速率过快容易导致样件开裂，为此，通过调整升温速率和保温时间来控制热分解速率，是减少裂纹产生的有效举措[29‒30]。此外，也有研究表明通过在前期形成溢出通道并使分解产物沿通道溢出，也是控制裂纹产生的有效方法[31]。优化后的脱脂工艺能有效地提高制件的良品率和生产效率。
烧结是提高陶瓷人工骨支架力学性能必不可少的工艺。在烧结过程中，陶瓷晶粒进行自发性生长，形成的晶界阻碍了晶粒之间的滑移，从而表现出更高的力学强度，除了温度以外，晶粒生长和晶界迁移还受压力、保温时间等的影响[32‒33]。适当的升温能提高骨支架的性能，但两者之间的关系并非正比，因为随着温度不断升高，陶瓷晶粒生长变粗，整体的晶粒数量减少，晶粒之间的滑移阻力减少，从而降低了骨支架的力学性能。Feng等[13]的研究证实了烧结温度与力学性能的关系，结果如图2所示，随着温度从1200 ℃上升至1300 ℃，坯体压缩强度从12.5 MPa上升至17.5 MPa，但弯曲强度从12.5 MPa上升至17.5 MPa，随后在1300 ℃时下降为12 MPa。Farzin等[34]不仅证实了适当地提高烧结温度能提高人工骨支架的压缩强度，还研究了保温时间对力学性能的影响，结果如图3所示，保温时间从0到54 ks时，压缩强度约从3.4 MPa提到5.3 MPa，随后再提高保温时间，压缩强度并无太大变化。从上述学者的研究中表明，适当地提高烧结温度和保温时间能显著地提升骨支架的力学性能，这对于提高人工骨支架的力学强度有重要的指导意义。
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1.3 复合材料骨支架
不同陶瓷材料的特性不一，通过单一材料制备的人工骨支架，由于自身材料性能的限制，难以不断地通过固含量、脱脂烧结工艺进一步提高力学性能。同时，单一材料也限制了骨支架具有生物活性、可降解、生物功能等多性能集于一身的可能，为此，复合材料的应用是提高人工骨支架力学性能、生物性能的另一种方法。
材料的复合能让材料各自优异的特性进行综合互补，如利用氧化锆陶瓷的韧性，增韧氧化铝陶瓷，提高坯体的断裂韧性[7,35]；利用高力学强度的氧化锆或氧化铝甚至金属钛，与具有骨诱导、骨传导能力的羟基磷灰石进行复合，制备出同时具有高力学性能和促进骨生长特性的人工骨支架[36‒38]；此外，也有通过生物可降解陶瓷磷酸三钙（tertiary calcium phosphate，TCP）与羟基磷灰石（hydroxyapatite，HA）混合制成双相磷酸钙（biphasic calcium phosphate，BCP）人工骨支架，该支架不仅具有较高的生物活性，还具备在生物体内进行降解的特性[39]。除了通过将不同性能的材料进行混合以实现性能互补外，引入金属离子也能使支架的力学性能和生物性能得到提高。He等[40]研究了引入镁离子对打印骨支架力学性能的影响，结果表明，随着含镁硅灰石在体系中含量的增加，弯曲强度从12.5 MPa提高到30 MPa，压缩强度从14 MPa提高到37 MPa。Wang等[41]不仅研究了不同含量铜离子对人工骨支架力学性能的影响，而且还分析了含铜人工骨支架对骨修复的影响，结果表明，按照聚己内酯/含铜生物玻璃质量比2:1制成的人工骨支架，压缩模量最高达13 MPa，较最低的压缩模量提高了近一倍。可见，材料的复合是提高陶瓷人工骨支架的有效举措。
1.4 支架的结构设计
除了材料种类、浆料/粉体体系、脱脂烧结工艺会对人工骨支架造成直接的影响，不同的结构设计也会对人工骨支架力学性能造成间接影响[42]。近几年来，增材制造技术的快速发展让一些传统制造方式难以实现的复杂结构重新回归到研究人员的视野，如八面体结构、各向同性体心立方结构、晶格点阵结构等，甚至更为复杂的三次周期最小表面结构（triply periodic minimal surface，TPMS）[43‒45]，如图4所示。三次周期最小表面结构有着平均曲率为零、表面积较大的特点，是近几年备受关注的一类复杂结构。Yu等[46]对比了两种多孔的三次周期最小表面结构，结构参数如表1所示，从结果可以看出，两种结构具有相近的孔隙率，但P结构的屈服强度比G结构提高了约50%，可见，合理的结构能对骨支架力学性能的提高起到推动作用。本文对比了不同结构对陶瓷骨支架力学性能的影响，如表2所示。从Yao等[47]和Feng等[13]的研究中可以明显地看到，在固含量相同、烧结温度相近，P结构人工骨支架比立方体结构的孔隙率还要大的前提下，前者的压缩强度比后者高了两倍多。Yao等[47]制备的P结构人工骨支架也比传统的冷冻浇铸法制备的人工骨支架的压缩强度要高。Liu等[48]制备的立方体人工骨支架与圆形人工骨支架对比也能反映出结构对力学性能的影响。值得关注的是，Liu等[49]制备的IWP结构人工骨支架，在固含量、烧结温度不高，孔隙率适中的前提下，其压缩强度高达15.25 MPa，从侧面说明IWP结构更适用在抗压的场景下。
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表 1 两种不同三次周期最小表面结构的性能参数Table 1. Properties of two TPMS structuresTPMS结构
类型模型尺寸 /
mm设计孔隙
率 / %实际孔隙
率 / %屈服强度 /
MPaP结构 50×50×50 67.18 67.23 3.310±0.310 G结构 50×50×50 67.08 66.49 2.000±0.021 表 2 不同结构生物陶瓷人工骨支架的性能参数Table 2. Properties of the different structure scaffolds文献 结构类型或制备方法 材料 固含量 烧结温度 / ℃ 孔隙率 / % 压缩强度 / MPa Yao等[47] P结构 HA 40%（体积分数） 1300 74.00 4.09 Liu等[48] 方孔结构 TCP 60%（质量分数） 1150 40.00 9.89 圆孔 TCP 60 %（质量分数） 1150 44.00 4.11 Liu等[49] IWP结构 HA 45%（质量分数） 1100 49.80 15.25 Huang等[50] G结构 TCP 52%（体积分数） 1000 66.00 8.61 Feng等[13] 立方体 HA 40%（体积分数） 1250 54.52 1.45 Macchetta等[51] 冷冻浇铸法 HA/TCP — 1280 72.50 2.30 Tang等[52] 冷冻浇铸法 HA — 1250 55.00 7.50 冷冻浇铸法 HA — 1250 63.00 3.00 材料结构影响着骨支架受力时的力学分布状态，不均匀的力场分布会导致应力集中，从而使骨支架更容易发生局部断裂，降低了骨支架的力学性能，因此，合理的结构设计能有效地提高骨支架的力学性能。
2. 骨支架的生物性功能
在临床应用中，骨缺失的原因各异，有先天性发育不良、意外事故、骨组织病发肿瘤而切除等[2]。在骨修复手术过程中，还面临着手术部位感染发炎或者肿瘤复发的风险，为此，研究具有高力学强度和可促进骨生长特性的骨支架不能完全满足未来医疗的需求，同时具备治疗功能的骨支架被寄予厚望。
2.1 药物释放
从药物递送的角度出发，骨支架是搭载药物的良好载体。骨支架植入到骨缺损部位后，通过局部释放药物，减少骨缺损部位在骨修复、生长过程中发炎或细菌感染等风险。加载药物的骨支架能有效地减少药物的使用量，实现创伤区域的精准治疗。搭载药物后的陶瓷人工骨支架若进行高温处理，会使支架上的药物失效，相反，不经过高温处理的骨支架，力学强度不高，容易发生形变。为此，Marques等[53]针对搭载了药物的骨支架，发展了一种无需烧结处理的直接制备方法，他们在双相磷酸钙浆料中加入左氧氟沙星（一种抗生素），并将打印后的多孔骨支架进行冻干处理，制备后的骨支架孔隙率在50%左右，压缩强度约为1.1 MPa，经过药物释放和抑菌测试表明该支架具有长时间持续抑制金黄色葡萄球菌生长的能力。该工艺能直接制备搭载药物的骨支架，避免了高温处理对药物的影响，对加载药物骨支架的制备有一定的参考价值。除了通过上述冻干技术制备骨支架外，也有学者通过间接方式对人工骨支架进行加载药物。Kamboj等[54]和Touri等[55]通过涂层的方式制备了加载药物的陶瓷骨支架，并研究了它们的药物抑菌特性，结果表明，两者的骨支架都具备抑制细菌滋长能力。如表3所示，对比上述学者的研究可以看出，骨支架的药物释放经历了两个阶段，分别是前期的药物快速释放和随后的药物缓慢释放，药物的快速释放能迅速控制细菌的生长，抑制细菌的进一步增殖，随后的缓慢释放阶段确保了对细菌的持续性抑制，遏制了细菌的再次繁殖。搭载不同药物的支架如图5所示
表 3 搭载药物骨支架的性能参数Table 3. Characteristics of the drug delivery scaffolds![]()
2.2 肿瘤治疗
在临床应用中，有一部分骨缺损患者是由于肿瘤的原因，切除了部分骨组织，但由于在手术过程中难以保证肿瘤组织被完全切除或者其他原因，导致肿瘤复发，为此，关于治疗肿瘤和促进骨修复功能的人工骨支架应运而生。目前，人工骨支架治疗肿瘤的原理可以分为物理治疗和化学治疗，物理治疗有光热治疗、磁热治疗等，主要是通过温度对肿瘤细胞的增殖分化进行遏制，促使其凋亡；化学治疗有活性氧治疗等，主要是通过化学反应使肿瘤细胞的蛋白质、DNA变性失活[58‒62]。如表4所示，Ma等[63‒66]研究了具有光热治疗、活性氧治疗特性的人工骨支架，并经过体内或体外的骨肉瘤细胞活性实验表明，骨支架的治疗效果较为理想，八成以上的肉瘤细胞发生了凋亡。Zhang等[67]对具有磁热治疗特性的人工骨支架进行体外骨肉瘤细胞活性实验，结果表明，约75%的小鼠骨肉瘤细胞都发生了凋亡。Zhuang等[68]制备了同时具有磁热治疗和光热治疗特性的骨支架，经过体外实验表明，近乎所有的肉瘤细胞都发生了凋亡。不同肿瘤治疗原理的支架如图6所示。从上述学者的研究中可知，具有双功能治疗特性的骨支架比具有单功能治疗特性的骨支架具有更好的治疗效果，其原因有可能是双功能治疗特性骨支架的治疗效率要比单功能治疗特性的要高，从而表现出更高的肿瘤凋亡率。具备生物性功能的骨支架能有效预防细菌感染、伤口发炎、肿瘤复发，提高病人的治愈率，在骨缺损临床应用中对有着重大的应用前景。
表 4 治疗肿瘤骨支架的性能参数Table 4. Characteristics of scaffolds for the tumor therapy![]()
3. 人工骨支架的应用进展
目前，通过传统制造技术（等材制造、减材制造）制备的陶瓷人工骨在性能上更为稳定，也有一系列的产品进入到了临床应用中，如氧化锆、氧化铝股骨头，羟基磷灰石涂层的假肢等[69‒71]。利用增材制造技术制备的陶瓷人工骨支架在力学性能上还暂时无法与传统制造相媲美，在临床上普及仍存在一段距离[39,72]，但目前的研究仍努力地探索陶瓷骨支架在体内的骨缺损修复效果。
由于承重骨在人体中起到支撑的作用，所以要求承重部位的骨支架具备较高的力学性能，而对于非承重部位的要求则相对较低，增材制造技术制备的骨支架能满足非承重部位对力学性能的要求，为此，涌现了一批将多孔骨支架应用在活体动物骨缺损试验的研究，希望通过动物体内骨支架移植试验，暴露并逐渐改善增材制造技术制备陶瓷骨支架可能存在的问题，为日后应用在人体身上积累更多的经验。骨支架植入体内后，其生物安全性、力学稳定性是值得关注的问题。如表5所示，Shao等[73]制备了一种弯曲强度接近实验兔子颅骨的多孔骨支架，并应用于兔子的颅骨修复试验中，结果发现，加入的磷酸三钙虽然降低了硅酸钙-镁骨支架的弯曲强度，但体内植入12周后，其促进再生的血管体积要比碳化硅-镁骨支架要高出一倍多。骨支架进入体内后，由于体液环境的影响，随着时间的推移，生物活性陶瓷或可降解陶瓷骨支架会逐渐地被腐蚀或吸收、分解，期间必然会面临骨支架的力学特性下降的问题，为此，Shao等[74]也研究了骨支架降解期间的力学性能，并将骨支架应用于兔子下颌骨缺损试验中。研究表明，体外降解六周后，硅酸钙、Bredigite材质的骨支架质量损失最多，高达10%以上，而对于含镁硅酸钙骨支架，降解前后弯曲强度都为最高，此外，其促进血管再生、骨再生的效果也是最好的。上述研究反映出了材料种类对骨支架的力学稳定性有着关键作用，力学性能稳定性高的生物陶瓷材料能在体液环境中维持较高的力学性能，有效地避免出现骨缺损部位的二次断裂。
表 5 对兔子进行骨缺损修复的支架参数Table 5. Characteristics of the scaffolds to repair defects in rabbit文献 部位 材料 植入时长 / 周 支架参数 力学性能 生物性能 Shao等[73] 颅骨 TCP、含质量分数10%镁的硅酸钙（CSi-Mg10）、CSi-Mg10/含质量分数15%TCP（CSi-Mg10/TCP15） 12 孔隙率分别为
60.1%、52.1%、57.8%；
烧结温度为1150 ℃CSi-Mg10的压缩强度最高，CSi-Mg10/TCP15次之，分别为90.1 MPa、45 MPa；
CSi-Mg10的弯曲强度最高， CSi-mg10/TCP15次之，分别为20 MPa、10 MPaCSi-Mg10/TCP15的血管再生体积比为35%，CSi-Mg10为22% Shao等[74] 下颌骨 TCP、CSi、CSi-Mg10、Bredigite 16 孔隙率分别为
57.3%、56. %、51.2%、61.2%6周后，CSi、Bred骨支架质量损失最多，超过10%以上，CSi-Mg10次之，损失了6.8%；
损失前后CSi-Mg10的弯曲强度、弯曲强度都为最高，分别为
30 MPa、23 MPaCSi-Mg10的血管再生的体积比最大，达30.5%，新生骨体积占比约为30% Maliha等[75] 颅骨 TCP 8 双嘧达莫浓度分别为100、1000、10000 μmol·L‒1 — 生长因子为1000 μmol·L‒1时，骨生长率最好，为27.9% 骨支架随着体液的腐蚀、吸收，其断裂极限在不断下降，维持其力学强度大于断裂极限可以认为是在为自体骨组织再生争取时间，从另外一个角度出发，适当地使用骨生长因子药物，如骨形态发生蛋白（BMP-2/7）、血管内皮生长因子（VEGF）等，促进自体骨组织在支架发生断裂前完成骨修复也有着重要的应用价值。Maliha等[75]研究了不同双嘧达莫浓度的骨支架对兔子颅骨修复的影响，结果表明药物的浓度存在效率最优区间，浓度过高或者过低，骨生长效率有所下降。探索不同药物对促进动物，乃至人体的骨生长效率都有着重要价值。
增材制造技术制备的陶瓷骨支架虽然还没有在临床中普及，但有一些研究报道了陶瓷骨支架小范围的人体临床试验。Shen等[76]报道了利用打印的羟基磷灰石骨支架对八位颅骨、鼻骨缺损病人进行骨修复的案例，随后对八位病人开展了长达12个月的疗效追踪研究，八位病人在术后的12个月内均无不良反应，植入部位的生长愈合情况良好[77]。Lee等[78]报道了八位颧骨缺损病人通过打印的羟基磷灰石骨支架进行植入修复的治疗案例，在随后的六个月疗效追踪表明，8位病人的颧骨缺失部位都有不同程度的骨愈合，没有发生溶骨现象。上述学者的工作极大地鼓舞了人们对这个领域的信心，预示了未来增材制造生物陶瓷人工骨支架在临床应用的可能。
4. 总结与展望
生物陶瓷骨支架被认为是继金属之后，较为理想的人工骨移植材料，生物陶瓷与增材制造技术的融合能实现人工骨支架的定制化、个性化生产，使骨支架更适合病人的身体特征，对于实现精准医疗、个性化医疗有着积极的推动作用。力学性能是增材制造生物陶瓷骨支架注重的一个方面，过往的研究证实了浆料固含量或粉层密度、脱脂烧结工艺、材料复合、结构会对支架力学性能的提高有着重要的作用，同时这些方面也是目前提高骨支架力学性能的主要研究方向，此外，多功能的骨支架也是目前很值得探索的前沿领域。
目前，在提高增材制造人工骨支架力学性能和发展生物多功能性中取得了一定的进展，但仍面临着一系列的挑战。高固含量浆料体系仍是目前增材制造生物陶瓷打印关注的焦点，无论是从改进设备方面，还是降低浆料体系黏度方面，都在想方设法解决高固含量浆料引发的沉降、散射、阻碍制件成型等问题，这也是增材制造生物陶瓷打印拟要解决的难题。脱脂、烧结工艺引发的骨支架裂纹问题是制约骨支架力学性能的另外一个重要方面，如何结合浆料体系优化脱脂、烧结工艺，提高骨支架的良品率对增材制造人工骨支架未来进入临床应用、产业化发展有着重要的研究价值。生物陶瓷材料的复合不仅能改善骨支架的力学性能，还能拓展出其他的生物性功能，如药物释放和治疗肿瘤，其他更多的可能还有待继续探索。此外，可降解生物陶瓷骨支架的降解速率目前还难以与人体骨再生速率相匹配，材料的复合为解决速率匹配的问题提供了一种思路。新型结构的应用、结构的拓扑优化对骨支架的力学性能、生物性能也有着重要的影响。
随着制造科学、材料科学、力学、生命科学和再生医学等多学科的交叉融合，增材制造生物陶瓷骨支架将会凭借着它独特的优势迎来临床应用的曙光。
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表 1 两种不同三次周期最小表面结构的性能参数
Table 1 Properties of two TPMS structures
TPMS结构
类型模型尺寸 /
mm设计孔隙
率 / %实际孔隙
率 / %屈服强度 /
MPaP结构 50×50×50 67.18 67.23 3.310±0.310 G结构 50×50×50 67.08 66.49 2.000±0.021 
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表 2 不同结构生物陶瓷人工骨支架的性能参数
Table 2 Properties of the different structure scaffolds
文献 结构类型或制备方法 材料 固含量 烧结温度 / ℃ 孔隙率 / % 压缩强度 / MPa Yao等[47] P结构 HA 40%（体积分数） 1300 74.00 4.09 Liu等[48] 方孔结构 TCP 60%（质量分数） 1150 40.00 9.89 圆孔 TCP 60 %（质量分数） 1150 44.00 4.11 Liu等[49] IWP结构 HA 45%（质量分数） 1100 49.80 15.25 Huang等[50] G结构 TCP 52%（体积分数） 1000 66.00 8.61 Feng等[13] 立方体 HA 40%（体积分数） 1250 54.52 1.45 Macchetta等[51] 冷冻浇铸法 HA/TCP — 1280 72.50 2.30 Tang等[52] 冷冻浇铸法 HA — 1250 55.00 7.50 冷冻浇铸法 HA — 1250 63.00 3.00
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表 5 对兔子进行骨缺损修复的支架参数
Table 5 Characteristics of the scaffolds to repair defects in rabbit
文献 部位 材料 植入时长 / 周 支架参数 力学性能 生物性能 Shao等[73] 颅骨 TCP、含质量分数10%镁的硅酸钙（CSi-Mg10）、CSi-Mg10/含质量分数15%TCP（CSi-Mg10/TCP15） 12 孔隙率分别为
60.1%、52.1%、57.8%；
烧结温度为1150 ℃CSi-Mg10的压缩强度最高，CSi-Mg10/TCP15次之，分别为90.1 MPa、45 MPa；
CSi-Mg10的弯曲强度最高， CSi-mg10/TCP15次之，分别为20 MPa、10 MPaCSi-Mg10/TCP15的血管再生体积比为35%，CSi-Mg10为22% Shao等[74] 下颌骨 TCP、CSi、CSi-Mg10、Bredigite 16 孔隙率分别为
57.3%、56. %、51.2%、61.2%6周后，CSi、Bred骨支架质量损失最多，超过10%以上，CSi-Mg10次之，损失了6.8%；
损失前后CSi-Mg10的弯曲强度、弯曲强度都为最高，分别为
30 MPa、23 MPaCSi-Mg10的血管再生的体积比最大，达30.5%，新生骨体积占比约为30% Maliha等[75] 颅骨 TCP 8 双嘧达莫浓度分别为100、1000、10000 μmol·L‒1 — 生长因子为1000 μmol·L‒1时，骨生长率最好，为27.9%
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