本發(fā)明屬于醫(yī)療領域，特別涉及一種促進骨融合的重復梯度多孔鈦合金的制備方法。

背景技術：

骨組織損傷的修復是骨科醫(yī)生臨床工作面臨的難點。盡管自體骨移植是首選，但在實際的環(huán)境中自體骨移植收到很多情況的影響，諸多因素導致自體骨無法滿足臨床需求。

現(xiàn)有技術中，通常采用單純多空金屬材料來實現(xiàn)骨組織損傷的修復。但是，現(xiàn)有技術中的單純多孔金屬材料的組織相融性差，使得骨長入出現(xiàn)障礙。因此，現(xiàn)有技術中需要一種即具有骨修復能力，又具有較高機械強度，還具有增加骨融合能力的新型骨修復材料，將滿足臨床對自體骨的需求。鈦合金的彈性模量(110gpa)遠遠高于骨組織(12－23gpa)。

技術實現(xiàn)要素：

本發(fā)明正是基于現(xiàn)有技術的上述需求而提出的，本發(fā)明要解決的技術問題是提供一種促進骨融合的重復梯度多孔鈦合金的制備方法以獲得即具有骨修復能力，又具有較高機械強度，還具有增加骨融合能力的新型骨修復材料。

為了解決上述技術問題，本發(fā)明提供的技術方案包括：

為克服傳統(tǒng)鈦合金材料彈性模量大，組織相容性差的缺點，本發(fā)明提出特別涉及一種促進骨融合的重復梯度多孔鈦合金的制備方法。

本發(fā)明包括以下步驟：

步驟一、建立重復梯度多孔鈦合金的三維數(shù)字模型；在本步驟中，使用三維數(shù)字建模軟件建立多孔鈦合金棒材的三維模型；設計所述鈦合金棒材的三維模型包括設計所述棒材的結(jié)構(gòu)和尺寸；棒材中形成有多個孔，所述孔從所述棒材的外表面向所述棒材的內(nèi)部延伸；所述棒材表面的多個孔均勻布置在所述棒材的外表面上；所述孔的剖面為重復梯度設計，所述重復梯度孔包括多個首尾相接重復設置的孔單元，每個孔單元包括位于兩端的孔徑由大逐漸變小的大孔、以及位于兩端的大孔之間、孔徑持續(xù)不變的小孔；所述大孔的小直徑端與所述小孔的直徑相等，形成一個大-小-大的孔徑單元；多個孔徑單元首尾相接重復設置，形成一個從所述棒材的外表面深入到所述棒材內(nèi)部的重復梯度的孔型；步驟二、制備出與設計相當?shù)闹貜吞荻榷嗫租伜辖鸩牧?；將三維數(shù)字模型的數(shù)據(jù)導入3d打印設備，在真空環(huán)境中(10^－4－10^－5mbar)，在650℃的溫度條件下，以30ma的電子束流對鋪成薄層ti6al4v粉末進行預熱，所述粉末的顆粒直徑50－100μm，掃描速度15000mm/s；隨后，根據(jù)倒入的斷層數(shù)據(jù)以6ma的電子束在400mm/s的掃描速度下逐層熔融ti6a4v粉末原料，制備出與設計相當?shù)闹貜吞荻榷嗫租伜辖鸩牧?；步驟三、在所述多空鈦合金材料表面使用等離子噴涂ha涂層；在本步驟中，采用等離子噴涂技術在多孔鈦合金材料表面噴涂羥基磷灰石涂層，即ha涂層，在多孔鈦合金表面得到一層連續(xù)無裂隙的ha涂層；步驟四、多巴胺涂層制備；將上述步驟三中制得的樣本浸入到100ml的多巴胺溶液中，避光反應，過夜；步驟五、附著生長因子的附著；將上述步驟四的樣品浸入到100ml的vegf(75ng/ml)溶液中，避光室溫反應，過夜。然后用pbs洗去多余的vegf。

本專利通過負載有生長因子ha涂層的重復梯度多孔鈦合金材料，既保持了金屬材料的剛性，又有近似的骨彈性模量，克服了金屬材料組織相容性差的缺點，提高了骨的生長速度和長入能力。骨組織長入重復梯度多孔鈦合金植入物，使骨和植入物成為一體，重復梯度的使用，增加了融合強度和拔出力。

附圖說明

圖1是本專利具體實施方式中一種促進骨融合的重復梯度多孔鈦合金的制備方法的步驟流程圖；

圖2是本專利具體實施方式中一種重復梯度多孔鈦合金植入棒的結(jié)構(gòu)圖；

圖3是本專利具體實施方式中一種重復梯度多孔植入棒剖視圖及局部放大圖；

圖4為本專利具體實施方式中一種重復梯度孔內(nèi)的植骨生長示意圖。

具體實施方式

下面結(jié)合附圖對本專利的具體實施方式進行詳細說明，需要指出的是，該具體實施方式僅僅是對本專利優(yōu)選技術方案的舉例，并不能理解為對本專利保護范圍的限制。

如圖1所示，本具體實施方式中提供了一種促進骨融合的重復梯度多孔鈦合金的制備方法，所述方法包括如下步驟：

步驟一、建立重復梯度多孔鈦合金的三維數(shù)字模型

在本步驟中，使用三維數(shù)字建模軟件建立多孔鈦合金棒材的三維模型。設計所述鈦合金棒材的三維模型包括設計所述棒材的結(jié)構(gòu)和尺寸。所述多空鈦合金棒材用于植入到組織中，以實現(xiàn)骨組織損傷的修復。一種典型的棒材結(jié)構(gòu)設計如圖2所示。所述棒材呈棒狀，其中形成有多個孔，所述孔從所述棒材的外表面向所述棒材的內(nèi)部延伸。在如圖2所示的結(jié)構(gòu)中，所述棒材表面的多個孔均勻布置在所述棒材的外表面上。通過均勻布置能夠幫助組織均勻地附加在所述棒材上，提供穩(wěn)定的把持力。

尤為重要的，本專利除了設計整體棒材的形狀之外，相對于現(xiàn)有技術具有突出的實質(zhì)性特點和顯著的進步之處在于，所述孔的剖面為重復梯度設計。

所述重復梯度的結(jié)構(gòu)如圖3所示，在圖3中，重復梯度孔型從鈦合金棒材圓柱側(cè)面開始，以大–小–大的次序重復疊放成柱狀，直至棒材圓柱中心線，實現(xiàn)了孔徑的重復梯度化。

所述重復梯度孔型包括多個首尾相接重復設置的孔單元，每個孔單元的結(jié)構(gòu)如圖3所示，其包括位于兩端的孔徑由大組件變小的大孔，以及位于兩端大孔之間，孔徑持續(xù)不變的小孔，所述大孔的小直徑端與所述小孔的端相連，形成一個大-小-大的孔徑單元，多個孔徑單元首尾相接重復設置，形成一個從所述棒材的外表面深入到所述棒材內(nèi)部的重復梯度的孔型。

優(yōu)選地，所述大孔的直徑從外圈的300μm漸變?yōu)樾∪Φ?0μm，軸向距離為150μm，呈圓臺狀。所述小孔的直徑為50μm、長度為100μm呈圓柱型。

孔單元重復疊放，從棒材的圓柱側(cè)面，沿徑向，至圓柱中心線，由(1.25d)個孔單元相互連接而成的孔徑呈梯度型重復變化的孔形成。整個重復梯度多孔鈦合金棒材的孔隙率為59％～79％。

孔在棒材表面為300μm的圓形窗口，微觀結(jié)構(gòu)呈大直徑的圓形開放，十分有利于骨細胞組織的長入。由于孔的內(nèi)徑重復梯度變化，增加了骨長入后的骨組織的融合強度和拔出力，使得植入物在體內(nèi)更牢固。

所述優(yōu)選的孔徑形狀和尺寸可以通過如下實驗得到其技術效果。該實驗通過設計不同孔徑、不同梯度、不同重復度的材料，通過計算剪切力和抗拉拔能力的力學模型來驗證技術效果：

方案一：直徑50μm，深度400μm的圓柱孔；

方案二：直徑300μm，深度400μm的圓柱孔；

方案三：直徑由300μm變到50μm，深度400μm的圓臺孔；

方案四：直徑由300μm變到50μm，深度150μm圓臺孔；中間是直徑50μm，深度100μm的圓柱孔；最后直徑由50μm變到300μm，深度150μm圓臺孔，由這三部分形成的多梯度孔。

本力學驗證只計算在相同孔隙率情況下，等大的力作用時，上述四種方案的抗剪切能力和抗拉拔能力。

其中，對于抗剪切能力(防止長入的骨骼斷裂)：

剪切應力計算公式：剪切力發(fā)生在鈦合金棒外表面的圓柱孔處，受到的剪切應力越大，抗剪切能力越差。抗剪切能力越強，骨骼斷裂可能性越小，抗剪切能力與橫截面積成正比。四種方案單孔的體積比為單孔的表面橫截面積比1:36:36:36，在相同孔隙率情況下，抗剪切能力比1:1:2.512:3.273。

其中，對于抗拉拔能力(孔內(nèi)表面界面結(jié)合力)：

抗拉拔能力正比于孔內(nèi)表面?zhèn)让娣e，抗拉拔能力越強，越不易從表面脫落。單孔的表面橫截面積比1:6:3.66625:3.66775，在相同孔隙率情況下，抗拉拔能力為6:1:1.535:2。

綜合來看：方案四的抗剪切能力最強，抗拉拔能力第二，從人體受力情況來看，受到的剪切力占主導地位，所以方案四是一種相對較好的方案。

當病人脊柱由于腫瘤、骨折、脊髓壓迫等情況，需切除全椎體或次全椎體，并且術后需要恢復脊柱前柱高度及穩(wěn)定性時，常用鈦網(wǎng)融合器完成前柱的重建。重復梯度多孔鈦合金棒材制成的鈦網(wǎng)融合器(圖3)相較于普通鈦網(wǎng)融合器，在骨生長融合和穩(wěn)定性方面，有突出優(yōu)勢。由于重復梯度多孔的結(jié)構(gòu)，鈦網(wǎng)內(nèi)外填充的植骨材料不僅能從鈦網(wǎng)原本較大的窗口生長結(jié)合，現(xiàn)在也能從鈦網(wǎng)表面密集且細小的重復梯度孔中生長。

本具體實施方式中采用了重復梯度多孔鈦合金，彈性模量接近骨；重復梯度多孔結(jié)構(gòu)，增加了骨融合強度，提高了骨拔出力，使植入物與骨的融合性更強。

除了確定棒材的結(jié)構(gòu)之外，在本具體實施方式中還需要確定棒材的尺寸，所述棒材的尺寸，例如所述棒材為圓柱形，則其包括直徑和高度，如圖2所示，其直徑為d高度為h，單位為毫米。棒材的尺寸根據(jù)實際植入位置的需要而定。

步驟二、制備出與設計相當?shù)闹貜吞荻榷嗫租伜辖鸩牧?/p>

將三維數(shù)字模型的數(shù)據(jù)導入3d打印設備，通過計算機控制，在真空環(huán)境中(10^－4－10^－5mbar)，在650℃的溫度條件下，以30ma的電子束流對鋪成薄層ti6al4v粉末，所述粉末的顆粒直徑50－100μm，進行預熱，掃描速度15000mm/s。隨后，在計算機控制下根據(jù)倒入的斷層數(shù)據(jù)以6ma，400mm/s的掃描速度逐層熔融ti6a4v粉末原料，最終制備出與設計相當?shù)闹貜吞荻榷嗫租伜辖鸩牧希?/p>

通過三維打印能夠快速準確地成型所需要的多孔鈦合金材料，并且能夠準確實現(xiàn)所需要的重復梯度，在本具體實施方式中，為制作所需性能的，特別是彈性模量與骨骼相近的鈦合金材料提供了基礎。

步驟三、在所述多空鈦合金材料表面使用等離子噴涂ha涂層

在本步驟中，采用等離子噴涂技術在多孔鈦合金材料表面噴涂羥基磷灰石涂層，即ha涂層，通過在所述多孔鈦合金材料表面噴涂羥基磷灰石涂層，在所述多孔鈦合金表面噴涂了所述ha涂層后，可以在多孔鈦合金表面(包括孔的表面)得到一層連續(xù)無裂隙的涂層，表面粗糙度要大于普通多孔鈦合金棒表面。ha具有50～500微米的內(nèi)聯(lián)微孔，有很好的組織相容性，無毒性、無抗原性、不被人體吸收、不溶解、不腐蝕、不易發(fā)生排斥反應等優(yōu)點。通過施加上述ha涂層，能夠在所述鈦合金材料表面形成多孔結(jié)構(gòu),植入后周圍血管可迅速長入，骨細胞沉積于其表面，連續(xù)和向心性地長入植入物的微孔中，可使骨化及血管化。

步驟四、多巴胺涂層制備

將上述步驟三中制得的樣本浸入到100ml的多巴胺(1.8mg/ml，trisbuffer(ph8.5))溶液中，避光反應，過夜。本步驟中，通過在ha涂層上(包括孔的表面)施加具有粘性特征的多巴胺，能夠為進一步地在所述多孔鈦合金表面施加其它結(jié)構(gòu)創(chuàng)造條件。多巴胺化學名稱是4-(2-氨基乙基)-1,2-苯二酚,其鄰二羥基結(jié)構(gòu)是多巴胺發(fā)粘的關鍵結(jié)構(gòu)。研究結(jié)果表明，多巴胺對生物組織具有強力粘合性，能夠為進一步地在所述多孔鈦合金表面施加其它結(jié)構(gòu)創(chuàng)造條件。

步驟五、附著生長因子

將上述步驟四的樣品浸入到100ml的vegf(75ng/ml)溶液中，避光室溫反應，過夜。然后用pbs洗去多余的vegf。

通過這種方式，在所述樣品的表面上施加了vegf層。所述vegf層能夠促進組織的生長，通過vegf層和重復梯度多孔結(jié)構(gòu)是相互配合的關系，重復梯度能夠在組織生長進入鈦合金材料后提供更高的把持力，但是重復梯度的結(jié)構(gòu)相對而言需要組織能夠有較強的生長能力才能夠充分利用重復梯度的好處，而提供了vegf層，并且vegf層和重復梯度孔型配合，一方面通過vegf層的刺激促進組織沿著重復梯度的孔型進行生長，另一方面通過重復梯度孔型引導組織的生長結(jié)構(gòu)，從而提高了所述鈦合金棒材的把持力。不同結(jié)構(gòu)的鈦合金材料中的細胞生長數(shù)據(jù)可參考表1所示。

表1多孔鈦合金性能數(shù)據(jù)

由表1可以看出，以鈦合金粉為原材料，以3d打印法制備的重復梯度多孔鈦合金，負載ha和生長因子后(1710μm²),細胞的鋪展面積比ha重復梯度多孔鈦合金本身(1577μm²)要高；細胞的長入深度要好；對于只負載ha的鈦合金材料(1577μm²)來說，細胞的鋪展面積比單純重復梯度多孔鈦合金(1170μm²)本身要大；細胞的長入深度要深；

本具體實施方式由于采用的上述技術方案，是本發(fā)明具有以下有點：采用本發(fā)明3d打印制備多孔鈦合金，不需要添加造孔劑和其它材料，工藝簡單，沒有污染；使用本發(fā)明的工藝來制備重復梯度多孔鈦合金，計算機控制，操作簡單，重復性高，可持續(xù)性好；本發(fā)明制備的重復梯度多孔鈦合金，彈性模量接近骨；重復梯度多孔結(jié)構(gòu)，增加了骨融合強度，提高了骨拔出力，使植入物與骨的融合性更強；本發(fā)明工藝制備的的重復梯度多孔鈦合金，負載生長因子，提高了骨細胞的長入深度和速度，抗剪切能力和抗拉拔能力強(見實施例分析)，使植入物更牢固，更穩(wěn)定。