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Nature发表ZrO2-SiO2 陶瓷复合材料在3D打印骨支架中的增强生物医学适用性

时间:2022-05-14 10:54 来源:3D科学谷 作者:admin 阅读:
极光尔沃

      氧化锆 (ZrO2) 因其良好的机械性能和抗断裂性而被广泛用于临床应用,例如骨和牙种植体。然而,ZrO2对骨再生和组织结合的细胞亲和力较差,以及热处理过程中因晶相转变而导致的收缩,限制了其临床应用和加工可塑性。

          本期,发表在Nature Scientific Reports上的《Enhanced biomedical applicability of ZrO2–SiO2 ceramic composites in 3D printed bone scaffolds》,ZrO2-SiO2 陶瓷复合材料在 3D 打印骨支架中的增强生物医学适用性。

       本研究旨在研究适用于陶瓷 3D 打印工艺的 ZrO2-SiO2 复合配方,该配方可以在临床应用所需的机械性能和细胞亲和力之间取得平衡。通过选择性激光凝胶法制备具有不同 ZrO2-SiO2 复合配方的试样,并在 900℃ 至 1500 ℃的温度下烧结。

block 与天然骨相似的机械性能和细胞亲和力

      S5Z5 复合材料由 50 wt% ZrO2、35 wt% SiO2 和 15 wt% SiO2 溶胶组成,在 1300 °C 的烧结温度下,其抗压强度和弯曲强度分别为 82.56 MPa 和 55.98 MPa。当烧结温度从 900℃ 升高到 1500 ℃时,S5Z5 复合材料的收缩率约为 5%。所有复合材料在MG63细胞培养144 h后均未表现出细胞毒性,其中S5Z5复合材料表现出最明显的细胞亲和力。从这些结果来看,与其他复合材料相比,S5Z5 复合材料被证明具有与天然人骨更相似的机械性能和细胞亲和力。

       由于骨质疏松症和严重事故的发生率增加,多年来对大骨缺损的骨科治疗的临床需求一直在增加。目前,骨再生疗法采用自体移植物或同种异体移植物来增强大骨缺损的骨愈合。天然骨常用于植入,因为它为细胞生长提供了理想的环境,从而缩短了骨再生周期。然而,患者可能会出现不良免疫反应,从而增加通过植入物感染传染性疾病的风险。此外,可用的天然骨植入物数量不足以满足临床手术的需求。

        因此,已经探索了组织工程(TE),包括细胞工程、生长因子和支架工程,以克服上述这些困难。支架特别重要,因为它们为细胞粘附、增殖和分化提供了环境。支架材料必须具有适当的机械性能,以确保骨重建过程中的结构稳定性 。因此,支架材料的选择和制造支架的方法仍然是重要的研究课题。金属、聚合物、陶瓷和复合材料是临床应用中常用的支架材料。金属可以提供足够的支撑来维持支架的结构,但需要对其表面进行修改以增强其生物活性。聚合物具有类似于天然骨骼的良好柔韧性,但它们的快速降解和材料弱点限制了它们的适用性。

     陶瓷具有良好的机械性能和细胞亲和力,使其适合细胞生长。特别是 ZrO2 因其机械性能和抗断裂性而长期用于临床应用。然而,ZrO2 没有生物活性,不能与骨骼发生化学或生物结合20。ZrO2 的低细胞亲和力和高热收缩性可能会限制其在支架制造和医疗应用中的应用。

另一方面,SiO2 通过其硅烷醇基团与生物体液中的钙离子和磷酸根离子的相互作用,具有出色的细胞和组织亲和力22、23。研究表明,ZrO2 可以与液相中的 SiO2 反应形成 ZrO2–SiO2 化合物。这些 ZrO2-SiO2 化合物具有良好的生物特性,适用于医疗应用,因为它们能够释放促进成骨细胞生长和分化的硅酸盐离子。然而,在这些先前报道的研究中没有研究 ZrO2-SiO2 组成对这些化合物的机械性能的影响。

理想的骨支架应具有高度互连的多孔结构,可以诱导周围组织形成骨,或作为生长细胞以进行骨组织再生的模板。然而,在 3D 打印机出现之前,制造这种所需的结构非常困难。3D 打印技术可以促进基于逐层原理的复杂结构的制造。使用熔融沉积制造 (FDM) 工艺,并使用聚氨酯/透明质酸/TGFβ3 形成软支架,促进自我-间充质干细胞(MSCs)的聚集并诱导MSCs的软骨分化以产生用于软骨修复的基质。科学家曾使用海藻酸钠/聚乙烯醇缩甲醛复合材料作为原材料制造用于骨重塑的多孔支架。

使用水凝胶作为粘合剂,通过 3D 打印方法制造多孔 β-TCP 支架,从而更好地利用 MSCs 再生骨组织。科学家曾使用粘结剂喷射3D打印技术构建具有互连结构的聚己内酯/壳聚糖骨支架,在磷灰石涂层处理后促进 MSCs 的扩散和增殖。开发了一种用于制造 3D 零件的选择性激光凝胶 (SLG) 工艺,称为陶瓷激光凝胶 (CLG)36,并应用于制造 CaCO3-SiO2 间孔生物陶瓷支架37。由于使用无机材料(在这种情况下为 SiO2 溶胶)作为粘结剂,因此实现了烧结后试样的接近零体积收缩。在另一项研究中,当在 SLG 工艺中使用无机粘合剂时,发现体积收缩率低于在其他 3D 打印工艺中使用有机粘合剂时观察到的体积收缩率。

在先前的研究中,CaCO3-SiO2 复合材料的抗压强度为 47 MPa,但这远低于人体骨骼的 100-230 MPa39。因此,本研究的目的是确定合适的生物陶瓷材料和烧结温度,以改善 SLG 工艺制备的样品的机械性能并赋予其令人满意的生物学性能。ZrO2–SiO2 化合物被认为具有这些所需的特性,因此被选择用于本研究。

为了达到所需的性能,研究中设计了各种 ZrO2-SiO2 复合配方,并在不同温度下对 SLG 工艺制造的试样进行了烧结40。研究了它们的机械性能、微观结构和细胞亲和力。进行 X 射线衍射 (XRD) 分析以详细解释实验结果。最后,采用最合适的配方制备仿生骨支架,并评估其在临床应用中的可行性。

block 过滤掉机械性能不合格的配比

为了解不同 ZrO2-SiO2 配方引起的力学性能与热处理温度之间的关系,测定了三种不同配方制备的样品在不同热处理温度下的抗压强度和抗弯强度,结果如图 1 所示。

Nature_Material_1不同 ZrO2-SiO2 配方引起的力学性能与热处理温度之间的关系
© Nature

抗压强度和抗弯强度均随着热处理温度在900-1300℃范围内的增加而增加。凝胶 SiO2 的再结晶温度在 800 到 1200 °C 之间,取决于制造工艺。胶凝SiO2的逐渐再结晶随着温度的升高而增加,这可以增强颗粒之间的结合力并导致更好的机械性能。当烧结温度从1300℃提高到1500℃时,S3Z7的力学性能有所提高,但S5Z5和S7Z3的力学性能下降。图 2 显示了 S5Z5 在 900°C、1100°C 和 1300°C 热处理温度下的低放大倍率 (500x) SEM 图像。

Nature_Material_2© Nature

还观察到右上角显示的相应高倍率(10,000×)SEM 图像。通过观察试样上凝胶化 SiO2 的明显熔化,验证了凝胶化 SiO2 随温度升高而发生的再结晶。从高倍 SEM 显微照片可以看出,ZrO2 的晶粒尺寸随着温度的升高而增加。Oh 提出凝胶化 SiO2 的再结晶将进一步改善 ZrO2–SiO2 化合物的机械性能。此外,在 1300 ℃的热处理温度下对 S5Z5 进行 SEM 和 EDX 元素分析,如图 3 所示。选定的框架表示 ZrO2 颗粒在再结晶 SiO2 中的区域,以及 O、Si 的重量比Zr 和 Zr 分别为 31.6%、14.7% 和 53.7%。

Nature_Material_3Nature_Material_4© Nature

将在 900°C 烧结的 S3Z7 和 S7Z3 的低倍(500 倍)SEM 显微照片与 S5Z5 的照片进行比较,如图 4 所示。在图 4a 中,可以观察到 S3Z7 表面上的许多裂纹,如以及表面具有许多微孔的致密微观结构。S5Z5和S7Z3表面未观察到明显裂纹,如图4b、c所示。图 5 显示了三种配方在 1300°C 和 1500°C 热处理温度下制备的试样的高倍率(10,000 倍)SEM 显微照片。三种配方制备的试样表面没有微裂纹。热处理温度1300℃。将烧结温度提高到1500 ℃后,S5Z5和S7Z3表面出现明显的微裂纹,而S3Z7表面没有发现此类裂纹。

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三种配方制备的试样在 1100 ℃、1300 ℃和 1500 ℃的烧结温度下的 XRD 结果如图 6 所示。S5Z5 和 S7Z3 的方石英峰(2θ = 22°)显着增加,而当温度升高到 1500 °C42,43 时,石英相的峰(2θ = 26.6°)几乎完全消失。结果,密度从 2.5 降低到 2.3 g/cm3,SiO2 相应发生膨胀 44。石英向方石英的转变发生在大约 1300°C 到 1710°C 的 SiO2 熔点的温度区间内,从石英向中间无定形状态的转变在 1677°C 时达到最大值。通过 XRD 分析,在 1100 至 1500 °C 的温度范围内,三种配方制备的试样,特别是 S5Z5 和 S7Z3,在热处理过程中观察到石英向方石英的相变。

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基于对由此产生的机械性能的分析,S7Z3 被淘汰为潜在的候选材料,因为它的抗压和抗弯强度不足。S3Z7 和 S5Z5 试样分别在 1300°C 和 1500°C 下进行热处理,并根据制造试样的收缩情况保留以供进一步考虑。

block 孔隙率和体积收缩/膨胀

图 7 显示了 S3Z7、S5Z5 和 S7Z3 在不同温度下烧结后孔隙率和体积的变化。三种配方样品的孔隙率随温度升高而降低,但只有 S7Z3 在 1500 °C 时孔隙率略有增加。还注意到 S5Z5 的孔隙率变化在 1300-1500 °C 的温度范围内是微不足道的。图 7b 显示了不同温度下体积的变化。S3Z7的体积收缩率随温度升高而增加。然而,对于 S5Z5 和 S7Z3,收缩率仅在 900-1100 °C 的温度范围内增加,而在 1100 °C 以上的温度范围内下降。此外,S7Z3 在 1500 °C 时观察到膨胀而不是收缩。从 SEM 分析,观察到 ZrO2 粉末的团聚发生在所有温度下,如图 2 所示。对于在较高温度下处理的具有较高 ZrO2 含量的复合材料,这种团聚更大。由于SiO2粉末颗粒的尺寸远大于ZrO2粉末颗粒,SiO2粉末颗粒之间的空间将被ZrO2粉末颗粒及其团聚体填充。这一作用与 SiO2 凝胶的再结晶一起,导致了试样结构的致密化和试样孔隙率的降低,如图 7a 所示。S5Z5 和 S7Z3 在 1300-1500 °C 温度范围内孔隙率的微小变化将在后面的部分中解释。如图 5 所示,在本研究中使用的所有温度下,所有复合材料都可以看到方石英峰。因此,预计所有复合材料在任何温度下的体积都会增加,并且预计体积膨胀的程度取决于 SiO2 含量。因此,在三种复合材料中,S7Z3 的体积增幅最大。体积的增加可以补偿前面讨论的孔隙率的减少,它导致 S5Z5 和 S7Z3 的孔隙率在 1300-1500°C 的温度范围内发生微小变化。如前所述,在较高温度下较大尺寸的 ZrO2 也有助于体积的增加。另一方面,体积因 ZrO2 粉末颗粒的凝聚而减少。对于所有研究的温度,该作用主导了 S3Z7 的体积变化。S5Z5 和 S7Z3 在 900–1100 °C 的温度范围内显示出受影响的体积变化。然而,从 1300 °C 开始,由于上述原因变得更加显着,体积增加,因此表现出如图 7b 所示的行为。

Nature_Material_8(a) S3Z7、S5Z5 和 S7Z3 试样在 900°C、1100°C、1300°C 和 1500°C 热处理后的孔隙率和 (b) 体积收缩率。

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block 体外试验

在优化 ZrO2-SiO2 复合材料的热收缩率和机械强度后,将经过 1300 ℃热处理的样品用于进一步的细胞亲和力和增殖测试。图 8 显示了 MG 63 细胞在培养 24 小时和 144 小时后对 S10、S7Z3、S5Z5、S3Z7 和 Z10 样品的 MTT 测定的 OD 值的增殖。如图所示,分别使用 S10(纯 SiO2)和 Z10(纯 ZrO2)作为阳性和阴性对照,以确定细胞亲和力是否会受到 ZrO2-SiO2 配方的特定成分的影响。在细胞培养 24 小时后检测所有样品的 OD 值,表明细胞对样品的初始粘附。值得注意的是,所有样品在 144 小时的长时间培养后都观察到细胞生长,因此,ZrO2-SiO2 样品上的细胞增殖可以被认为是明显且令人满意的。从图中还可以看出,S5Z5 表现出最好的细胞增殖能力。

Nature_Material_9© Nature

MG63 细胞在 S10、S3Z7、S5Z5、S7Z3 和 Z10 标本上的细胞粘附和生长。通过检验对从五个独立样本获得的值进行统计分析。显着性水平确定为*P < 0.05。

使用荧光染料通过检查细胞是否保持其原始形状来评估细胞粘附状态,结果如图9所示。通过MTT测定,发现MG63细胞附着在所有标本上。培养 24 h 后,细胞形态变为梭形形态,表明细胞已发生正常生长。当培养时间延长至144 h时,MG63细胞数量增加,MG63肌动蛋白与周围细胞相连。

Nature_Material_10S10、S3Z7、S5Z5、S7Z3 和 Z10 标本的细胞荧光染色。绿色信号表示肌动蛋白,蓝色信号表示细胞核。

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Nature_Material_11具有复杂结构的生物陶瓷骨支架:(a)等距视图,和(b)横截面。

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