选择性激光熔覆技术制备的口腔微孔种植体机械性能、生物性能及表面处理方法研究进展

许胜，蒋伟

(广西医科大学附属口腔医院，南宁530021)

自上个世纪90年代以来，增材制造技术(3D打印)逐步发展成熟。目前，粉末冶金法、浆料发泡法、凝胶注模成形法等微孔成形方法已被用于制造钛合金表面微孔［1]。上述方法适用于不同领域，虽能有效形成表面微孔，但仍存在一定局限性。以上方法都不能精准的制造出规则的几何单元微孔也不能准确的控制孔隙率。虽然这些方法能在种植体表面形成不规则的几何形状孔隙，可促进早期、高密度的细胞附着定殖，但细胞也仅是在种植体表面定殖。选择性激光熔覆(Selective Laser Melting，SLM)技术是目前发展最为迅速的金属3D打印技术，已广泛用于航空航天、工业制造、医疗器械等领域。SLM技术在口腔种植体制造中具有高设计自由度、高精度的制造特点，可精确控制多孔结构的孔隙率以及内部孔隙结构参数，包括联通性、孔径大小、几何形状、微孔分布，这不仅可以降低金属植入物的弹性模量，减小“应力屏蔽”效应，可满足孔隙内快速骨长入的要求。利用SLM技术能制造出具备百微米级表面微孔联通的口腔种植体，使细胞更容易向支架内部伸展和附着，为骨细胞黏附和生长提供了更多空间和表面积，在成骨的早期就能让骨基质生成在微孔中，使种植体早期具备良好的初期稳定性，具有优良的生物相容性。现将近年国内外SLM制作的口腔微孔种植体机械性能、生物性能及表面处理方法应用研究进展综述如下。

1 SLM技术制作的口腔微孔种植体机械性能

传统钛合金种植体由于弹性模量较高(120 MPa)［2]，和颌骨相差较大，受力时容易发生“应力遮蔽”，导致种植体周骨质吸收和骨结合失败，为了降低弹性模量使与颌骨(0.5 ～ 30 MPa)［2]匹配，利用SLM技术对医用钛及钛合金试件表面进行微孔加工便成为了最佳选择，即可以降低弹性模量使其力学性能和人骨匹配，还可以加大其试件表面积，促进早期细胞的黏附。孔隙率可以通过调整SLM制造参数获得理想值，从而调整试件的弹性模量［3]。对于孔隙的设计而言，人皮质骨的孔隙率为5.36% ～14.2%，孔隙尺寸为 5～150 μm，松质骨孔隙率达30% ～95%，孔隙尺寸 20 ～ 1 000 μm［3]，因此微孔种植体孔径、孔隙率的设计应合乎人骨的机械性能和力学性能。随着孔隙率在一定范围内的增加，多孔种植体周的高峰应力值面积也随之减小，应力分布更均匀，更合乎人体生物力学［4]，这主要是因为种植体在受到各向应力时，种植体本身微孔支架部分具备较低的弹性模量和种植体周骨质相接近，能起到良好的缓冲作用，也能顺利的把应力释放到周围骨质中。孔隙直径对于成骨成血管有着重要的影响，较大的孔径能更有利于成骨，孔隙越大，成血管的直径也越大，最终植入效果越好，但同时也对植入材料的机械强度会有影响［5]，低孔径种植体孔单位更多、表面积较大。为制造出与骨弹性模量相匹配的种植体，Gregorová等［6]探究了孔隙率和弹性模量的关系并认为孔隙率P和立体几何因数a直接影响脆性材料的弹性模量E，提出经验公式：E=E0(1－aP)(1－P/Pc)，E0为完全致密时材料的弹性模量，a为立体几何因素，Pc是取决于组成颗粒的堆积几何。

而在临床运用中，我们所设计的种植体需要适应骨内不同骨质的骨密度和弹性模量分布，利用有限元分析结合Hounsfield单元，可以得出骨内的骨质密度分布，通过该公式得到密度ρ与弹性模量E的关系［7](骨泊松比为0.3)，从而推算出相应骨内弹性模量的分布，为设计出能适应骨内弹性模量分布的种植体提供重要依据。

立体几何结构单元的设计对其应力传导和弹性模量还有成骨效果均有着一定的影响。钛合金的晶格为四个钛原子包饶的四面体形，其夹角为109.5°［8]，以其晶格形态作为微孔结构的单元，这种四面体形状在抵御各向力时有着良好稳定性，而且具备较高的孔率，弹性模量接近人类的骨小梁，能在平行于试件长轴方向承受较大的力和具备理想的强度适用于埋入松质骨部分的种植体表面设计，而锐角设计常常会导致每层熔覆层之间的熔覆失败。在皮质骨的设计上，正菱形的单元结构具有应力传导功能，应力主要集中在棱边区域，该结构有利于应力向骨组织传递，能有效避免颈部应力集中［9]适用于与皮质骨接触的种植体颈部设计。此外，还有学者对方形及球形的微孔结构进行了研究，Taiji Adachi等［10]发现方形的联通微孔结构在骨引导和骨生成的效果上要好于球形联通结构，在细胞培养的150天后，正方体孔的支架长满了成熟骨组织，而球体形支架周围主要还是新骨生成，并未发育成为成熟骨。但在骨长入深度方面，谭本前等［11]在组织学观察中发现并证实了菱形多孔隙层中骨长入深度及新骨生成充盈率均高于方形孔隙层，并且菱形微孔在6月的骨结合后具备更高的抗剪切强度。

Arabnejad 等［12]根据 Maxwell超定法则［13]设计出了应力－拉伸形变为主的八角形支架单元和22边立方体单元［14]，要比应力－弯曲形变为主单元试件高出3倍的结构强度。并发现在制造要求较高的高孔隙率和低孔径的制造中，22边立方体的制造误差更低、硬度和屈服强度变化更稳定，在植入后的第4、8 周就具有较高的骨长入率［14]。

2 SLM技术制作的口腔微孔种植体生物性能

2.1 生物相容性 目前用于口腔种植体制造的材料主要还是以钛合金为主，其优秀的生物相容性早已被证实。而在新型制造工艺下的SLM钛合金试件也同样表现出了优异的生物相容性。SLM钛合金种植体在动物实验中未见有明显的肝肾组织和功能损伤。组织中也仅是纤维包饶，未见明显排异反应［14]。试件表面细胞生存状态良好，细胞器、细胞膜以及细胞功能良好［15]，甚至细胞黏附和增殖以及成骨相关基因表达活性亦有较好的表现［15]。溶血率在1.389% ～2.460%之间，低于5%，不会造成急性溶血。细胞毒性都在1级以内。

2.2 生物功能性 传统的种植体制造方法虽然能在种植体表面形成不规则几何形状的孔隙和较高的表面粗糙度和表面积，能在植入早期就有较高密度的细胞附着定殖［5]，但在这样的表面上细胞也只能在种植体表面定殖，而且在细胞代谢和成骨过程中也只有少量类似盲端结构的骨质凸起长入种植体表面，骨质凸起相互交联少，骨代谢空间小，由于缺少一定量的微孔支架对应力进行缓冲和释放，且由于微孔结构的形状不规则和孔径不均一，最终长入的骨小梁排列也是无序和不均匀的，无法使应力向周围骨组织进行均匀传递［11]。根据根据Wolff定律，异常应力必然导致骨组织的自我调节和重新塑型，最终引起种植体周继发性骨吸收［17]。

而目前数百微米级的SLM几何结构亦能很好的促进细胞伸入和骨长入，进入微孔的细胞在两周之后在微孔之间形成纤维状的胞外基质，是由于微孔中的细胞利用伸长的细胞凸起相互桥接和包裹，形成条竖状结构的类骨样基质［2]。骨组织长入孔隙结构形成的三维机械互锁界面拥有更好的应力分布，改变了原实心种植体的种植体－骨界面的应力作用方式［18]，并且需要更大的力量来破坏该界面，内部镂空连通的结构可以促进细胞的黏附、增殖和分化［5]，还能进行广泛的体液运输促进骨重建加快骨结合［19]。组织学上的表现为骨长入微孔中，同时紧密结合着种植体界面，形成了牢固的种植体－骨内部机械锁节。同时在临床研究中，SLM种植体也表现出了较SLA种植体具有更佳的早期骨矿化沉积表现［20]。但由于制造精度的限制和过熔以及球化现象［21]，高孔隙率结构在制造中，往往表现为随着理论孔隙率在50%～75%范围内的增大，实际孔隙率的误差率也随之增大。当理论值在75%时，实际值为60%。与理论孔径相比，实际孔径存在15%～50%的制造误差［12]。而低孔径支架在制造中，微孔出现了崩裂和设计几何结构无法精准成形，变成椭圆形熔覆团，最终导致早期骨长入效果差［8]。此外，由于开放微孔的毛细效应，毛细管占位后的低孔径试件开放孔径变小，微孔内部的培养液不能完全渗入，导致细胞增殖所需的氧和营养物质无法充分进入，进而引起细胞密度低，但其表面积大，培养液随着时间的渗透，很快就与高孔径试件在72小时后相近［17]。此外容易出现完全熔覆区较小，未完全熔覆区占比较大，试件压缩强度大大降低，其负载效果也难以达到预期效果［8]。孔隙率的控制在50% ～79%［5，8.9，12，17]为多数学者所建议的范围，原因可能是较高孔隙率的结构提供了更多的空间利于成骨细胞的附着生长。且在一定范围内，孔隙率和骨长入率是呈线性比例关系［12]。然而并非越大的孔率对细胞化的作用也就越好，李述军等［2]研究发现，随着孔率从76%增大到90%，细胞化作用将从55%降低到30%，但具体原因尚未明确，还有待研究。

而微孔在种植体表面上的设计上，有学者［17]以百微米级的多孔结构取代传统螺纹的种植体，并发现350 μm多孔种植体在在第4周时候ALP基因表达活性较高。多孔种植体相较于传统螺纹种植体在在7天和14天时的ALP相对表达活性要高出大约两倍，350 μm在7天和14天时候，与成骨相关的Runx2、OPN、OCN、ALP基因都具有较高的相对mRNA 表达量［16，17]。另外戴振宁等［22]报道在植入 21天内，在70%孔隙率以内的微孔种植体整个成骨诱导分化过程中，ALP活性与种植体支架孔隙率成正比 。除了以微孔取代螺纹的设计之外，傅凯杰等［23]在螺纹之间设计菱形联通微孔，并在微孔中添加羟基磷灰石作为缓释药剂促进骨结合，这样的设计能在植入过程中药物涂层就可以避免随着螺纹与牙槽骨的力学作用下产生不定量脱落，并且植入时多孔结构并不与骨组织直接接触，这样也保证了孔隙内部药物可以得到长时间作用。由于其良好的生物相容性，植入后的种植体周骨组织不但能和羟基磷灰石涂层形成骨结合界面，甚至部分还能穿入涂层，与钛合金表面直接进行骨结合［20]。

3 SLM技术制作的口腔微孔种植体表面处理方法

众所周知，粗糙种植体表面有利于种植体的骨整合，利用SLM技术成形的钛合金种植体表面不完全熔化的金属粉末可以很大程度上增加试件表面的粗糙度，达到(10.65 ±2.3)μm［24]，有利于细胞突的长入和附着。此外还可以通过酸蚀，清除试件表面未完全熔覆的钛颗粒并且成形5～10 μm的火山状凹坑和尖嵴，酸蚀处理后的种植体表面不仅表面积得到了大幅提高，表面的自由能还获得很大程度的提升了，更能刺激血管组织与结缔组织的形成和附着，促进骨组织的整合［23]，然后再进行碱处理消除锐嵴并且使凹坑圆润形成二级结构，提高表面微观强度，接近于市售各种表面处理达到的粗糙度。碱处理同时还能使种植体表面变成含有Ti－OH的活性表面，提高粗糙度、增强活性，促进羟基磷灰石形成［23]。

为了加快SLM种植体的血管化和骨形成，在SLM多孔种植体上进行生物化学涂层处理能加强其生物性能：带有钙磷酸盐［21]、聚乙酸内酯［25]、甲磺酸去铁胺［26]、多晶金刚石［27]等均以 SLM 种植体微孔作为载体发挥其生物功能。钙磷酸盐在内环境中能与体液交互作用，表面发生浸润、溶解、离子交换和钙盐沉积，与骨有良好的亲和性，促进了周围骨组织的生成、矿化和成熟。但由于其在植入后的早期会在种植体表面形成一层反应性薄膜组织，完全覆盖种植体表面，交织状的新骨并不会附着在种植体表面，而是附着在膜上，从而导致了早期成骨无法紧贴植体表面，无法进入孔隙中。并且随着涂层的溶解，在植入的4周和15周，力学性能也无法达到令人满意的结果［26]。聚乙酸内酯具有良好的生物相容性，及良好的生物降解性常作为细胞生长支持材料，和 VEGF、HMGB1、C － X －C motif、CXCL12 等血管化因子和生长因子的载体，其优秀血管化的生物学性能也已被证实［25]。由于低黏度，高流动性，PCL能完整的渗透入微孔中，不形成气泡，形成微孔内部完整的涂层且不会明显改变微孔直径［25]，但是由于其疏水性，植入的早期仅有少数的蛋白黏附，细胞附着数目也低于无涂层的多孔种植体，细胞密度相对较低，植入后早期成骨细胞的附着和成骨效果要差于无涂层的多孔钛合金种植体。甲磺酸去铁胺是作用于内皮细胞，形成低氧环境，增强细胞生存能力，促进生存信号通路间接调控内皮、基质和血管的生物学行为，促进内皮细胞形成胶状毛细血管［26]，以铁胺甲磺酸结合微孔结构，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。作为近几年研制的多晶金刚石涂层具有促进哺乳类动物细胞生长、加强磷灰石沉积和抗菌、适当的化学惰性、增加表面强度、耐腐等优点，已被广泛运用于心血管、骨科、口腔学科运用中。其细胞化效果也被Rifai等［27]所证实。相较于SLM钛合金试件表面出现的未完全熔覆的钛颗粒所导致的表面不平整连续，导致细胞黏附和生长的不连续。多晶金刚石涂层［34]的钛合金试件表面均匀连续，有利于细胞爬行和连续增殖，在24小时的细胞培养后，多晶金刚石表面的细胞数目要远多于SLM钛合金试件表面，尽管金刚石膜为接触角92°的疏水性材料。其强大的生物附着性能主要归结于其结晶方向和高表面能。

这些近几年研发的新兴表面涂层虽然具有良好的生物性能表现，但其长期的表现，尤其是在负载功能情况下的效果目前尚未有所报道。

综上所述，SLM技术制作的口腔微孔种植体机械强度较高，可适应骨内不同骨质的骨密度和弹性模量分布，微孔结构为骨细胞黏附和生长提供了更多的空间和表面积，相较于常规口腔种植体增强了骨传导性和骨诱导性，提高了骨结合率。SLM技术制作的口腔微孔种植体生物相容性高，可促进骨重建及早期骨矿化沉积、加快骨结合，形成牢固种植体－骨内部机械锁节。SLM技术成形的钛合金种植体可通过酸蚀、碱等处理种植体表面，提高表面微观强度，促进细胞附着，刺激血管形成。钙磷酸盐、聚乙酸内酯、甲磺酸去铁胺、多晶金刚石等可用于口腔微种植体涂层促进种植体的骨传导性和骨诱导性，提高了骨结合率。

SLM技术目前对于微孔口腔种植体的制造研究在近几年有了较大的进展，但对于模拟骨长入微孔支架并形成生物机械锁节后的应力分析还未见研究，并且其在活体内的应力分析实验还有待开展;微孔结构对细胞化和成骨的效果相继被众多学者所证实，尤其是高孔隙率的结构具备更佳的生物学性能，但以目前的制造水平，低孔径和高孔隙率结构还难以达到预期的精度，且对于79%以上的孔隙率变化对细胞化的影响目前缺乏相关研究，此外目前用于SLM微孔种植体的表面涂层尚缺乏长期效果观察。对于其真正运用于临床，还需更多的研究。随着SLM在口腔医学领域的运用逐渐广泛，在其他口腔器械如种植导板、正畸托槽及保持器、口腔外科个性化植入物、个性化手术器械等制造运用还有广泛空间和前景。