ZrO₂生物陶瓷挤出成形支架及其性能研究

Study on ZrO₂ Bio-ceramic Material Extrusion Scaffolds and Properties

摘要

以氧化锆为原材料，结合五组分黏合剂，自主制备了陶瓷粉末/聚合物复合丝材；然后利用陶瓷材料挤出成形技术（CME）制备了生坯试件；进而通过脱脂烧结工艺完成了高精度多孔ZrO₂生物陶瓷支架的成形；最后通过实验表征了支架的物理属性、微观结构、力学性能及生物相容性等参数，揭示了CME制品工艺-结构-性能间的关联。研究结果表明：烧结支架试件密度达5.90~5.99 g/cm³（相对密度97.44%～98.99%），孔隙率稳定可控，且各向同性收缩有效避免了传统烧结的尺寸畸变；支架表面亲水性优异，力学性能与人体骨组织相匹配，且生物安全性良好（细胞活力大于60%）。

Abstract

Zirconia was employed as the raw material， and ceramic powder/polymer composite filaments were fabricated by combining a five-component binder system. Green specimens were prepared using the CME technology， and high-precision porous ZrO₂ bio-ceramic scaffolds were formed through a debinding and sintering process. The physical properties， microstructures， mechanics properties and biocompatibility of the scaffolds were experimentally characterized， and the relationships among processing， structure and properties of CME products were revealed. The results show that the densities of the sintered scaffold specimens range from 5.90 to 5.99 g/cm³ （97.44%~98.99% for relative densities）， the porosities are stable and controllable， and isotropic shrinkage effectively avoids the typical dimensional distortions of conventional sintering. The scaffold surfaces exhibit excellent hydrophilicity， their mechanics properties match those of human bone tissues， and they demonstrate good biosafety， with cell viabilities exceeding 60%.

Graphical abstract

关键词

生物陶瓷材料挤出成形 / 多孔支架 / 物理属性 / 力学性能 / 生物相容性

Key words

bio-ceramic material extrusion（CME） / porous scaffold / physical attribute / mechanics property / biocompatibility

0 引言

临床中，每年因疾病或创伤导致的临界尺寸骨缺损病例数量庞大，传统骨移植治疗存在诸多风险，骨组织工程（bone tissue engineering）技术逐渐成为修复临界骨缺损的主要手段^［1］。多孔支架作为骨组织的核心载体，需具备生物相容性、可控孔径（100~900 μm）、合适的孔隙率（皮质骨3%～5%，小梁骨50%～90%）与表面特性及力学适配性（压缩强度：皮质骨100~230 MPa，小梁骨2~14 MPa；弹性模量：皮质骨3~30 GPa；小梁骨2~14 GPa），以支持支架在体内的长期应用^［2］。

然而，传统的制备技术（如溶胶-凝胶法、发泡法）存在设计复杂、成本高、孔隙率不可控等问题，限制了临床应用。陶瓷材料挤出成形（ceramic material extrusion， CME）增材制造技术凭借高精度、低成本、无环境污染、材料利用率高等优点，为个性化多孔支架制备提供了新路径^［3］。该技术以陶瓷粉末/聚合物复合丝材为原料，利用逐层挤出成形构建生坯，再经脱脂/烧结获得纯陶瓷支架。

学者们围绕黏合剂体系优化、工艺参数调控等方面已展开相关研究。CANO等^［4］评估了不同黏合剂体系制备氧化锆部件的各项性能，证明了所开发丝材的可成形性。MANZOOR等^［5］通过优化CME成形参数减少了残余应力、收缩、翘曲和裂纹等缺陷。THOMAZI等^［6］使用双挤出设备（GTMAX Core A1）实现了骨骼和软组织的同步成形，提高了放射治疗模拟精度。

针对支架物理属性的研究主要聚焦脱脂效率、密度调控以及力学性能优化。INTAWIN等^［7］使用CME制备了牙科微晶玻璃支架，验证了其优异的力学性能。KAMARAJ等^［8］发现掺杂Mn可提高磷灰石支架的强度。GE等^［9］利用还原光聚合（VP）技术，通过氧化镁浓度调控开发了高力学性能的复合陶瓷支架。

生物性能研究侧重于生物相容性与表面功能化。MARSH等^［10］通过CME开发了抗菌Ag掺杂生物活性微晶玻璃支架。RAJA等^［11］利用水凝胶浸泡的方式制造了复杂骨替代品，简化了加工流程。DISTLER等^［12］采用CME技术制备了聚乳酸（PLA）-生物活性玻璃（BG）复合支架并验证了其成骨诱导能力。

综上所述，尽管现有研究在材料体系、工艺优化及基础性能表征方面取得进展，但支架设计与人体骨组织的生理-力学匹配度、多孔结构对烧结收缩的影响等关键问题仍缺乏系统分析，为此，本文以氧化锆（ZrO₂）为原材料，结合五组分黏合剂，自主开发复合丝材，通过生坯成形—脱脂—烧结工艺（shaping－debinding－sintering，S—D—S）实现高精度多孔支架可控成形。通过密度与孔隙率测定、微观结构检测及表面亲水性分析，评估其物理适配性；结合压缩力学试验获取支架抗压强度与弹性模量，验证其与人体骨组织力学性能的适配度；通过细胞毒性实验确保持久植入的生物安全性；最终揭示CME制品工艺-结构-性能间的关联，为个性化设计骨缺损修复支架提供了理论支撑与技术参考。

1 材料和方法

1.1 原料制备

本文将摩尔浓度为3%的钇稳定氧化锆（TZ-3YS-E）陶瓷粉末（粒径38~45 μm）与五组分黏合剂混合，制备了氧化锆陶瓷/聚合物复合丝材，其中陶瓷粉末含量为40 %（体积分数）。黏合剂由苯乙烯（styrene ethylene butylene styrene， SEBS）、石蜡（paraffin wax，PW）、高密度聚乙烯（high density polyethylene，HDPE）、硬脂酸（stearic acid，SA）以及邻苯二甲酸二丁酯（dibutyl phthalate，DBP）组成，其质量比为m（SEBS）∶m（PW）∶m（HDPE）∶m（SA）∶m（DBP）=20∶47∶25∶6∶2。各组分选择依据如下：PW作为主体黏结剂，熔点低，能有效降低聚合物体系的整体黏度，有利于挤出成形；SEBS和HDPE作为骨架黏结剂，其中SEBS提供优良的热塑性和弹性，HDPE则用于调节复合丝材的弹性模量、硬度和抗拉强度，确保丝材在挤出和卷绕过程中不易断裂；SA作为表面活性剂，可显著提高陶瓷粉末与聚合物体系的相容性，通过包裹陶瓷颗粒促进其在黏结剂中均匀分散；DBP作为增塑剂，可进一步降低体系黏度，改善加工流动性。该配方经课题组前期研究验证，能制备出直径均匀、可连续卷绕、成形稳定的复合丝材，并可通过后续脱脂烧结工艺获得致密化程度高的氧化锆陶瓷制品^［13］。

首先，将陶瓷粉末和黏合剂系统置入不锈钢捏合机（NHJ-1L）混合5 h，捏合机可提供200 ℃温度，使原材料充分均匀混合。然后，将物料取出静置并逐渐冷却至室温，放入造粒机（型号：BP-180）破碎成直径5 mm以下的细小颗粒；将挤出机（型号：SJ-45/28）混合段和挤出段分别预热至175 ℃和180 ℃，随后将颗粒状陶瓷/聚合物物料转移至挤出机料斗中，开启进料螺杆挤出丝材，挤出速度为30 r/min；挤出的丝材进入挤出机配套的冷却系统中，手动调节挤出和收集速度至丝材直径稳定在1.75±0.05 mm后，将丝材通过自动卷绕机构收集。

1.2 生坯成形

本文使用材料挤出成形（material extrusion， ME）设备（Ender-3 S1 Pro）以自主研发的陶瓷复合丝材为原料，制备不同形状尺寸的试件以评估材料的微观结构、亲水性、力学性能以及细胞毒性等各项指标。试件的模型和整体尺寸如表1所示。为避免试验的偶然性，亲水性试件和压缩试件每种结构成形5个样件，细胞毒性试件每种结构成形9个样件。所有生坯试件采用相同的成形过程参数，如表2所示。

为了满足骨组织工程的要求，支架的多孔设计需要与人体骨骼数据紧密结合，在制备压缩试验试件时，选用3D蜂窝和交叉层叠两种典型的多孔拓扑结构，并设定50 %的填充密度。如图1所示，3D蜂窝结构以类六边形孔隙单元为基础，孔隙大小均匀且孔径分布较为集中，孔隙之间连通性较好；交叉层叠结构的孔隙呈现“层向通道+横向交叉联通”的复合形态，孔隙三维连通但带有层叠取向性。通过两种构型的对比，可筛选更适配不同骨缺损部位的支架结构，为后续个性化修复设计提供数据支撑。

在制备细胞毒性试验试件时，为明确细胞毒性与孔隙结构、孔隙率的关联性，结合人体骨组织孔隙特征和细胞生长对孔径的核心需求，分别设计了四种不同差异化孔隙结构C^{\mathrm{0.6}}、C_{\mathrm{40}}、C_{\mathrm{50}}、C_{\mathrm{60}}。其中，C^{\mathrm{0.6}}为阵列圆孔结构，圆孔直径为0.6 mm，孔中心间距约2.5 mm；C_{\mathrm{40}}、C_{\mathrm{50}}、C_{\mathrm{60}}为具有40%、50%、60%三种填充密度的网格状多孔结构。

1.3 脱脂/烧结工艺

对于生坯试件，采用两步式脱脂（即溶剂脱脂和热脱脂）去除黏合剂后再进行烧结。首先，将生坯试件置于40 ℃恒温且充满煤油的超声波清洗机（AK-100SD）中进行溶剂脱脂，利用煤油与黏合剂中石蜡（PW）、硬脂酸（SA）和邻苯二甲酸二丁酯（DBH）发生反应，使其溶于煤油，通过施加超声振动将溶剂脱脂时间由48 h缩短至20 h，显著提高脱脂效率。溶剂脱脂后，取出试件并将其置于40 ℃的恒温干燥箱（DZF真空干燥箱）中干燥20 h，去除残留的煤油；随后将干燥的样件置于箱式烧结炉（ZKQF-4-16）中进行热脱脂和烧结。首先将箱式烧结炉以100 ℃/ h的加热速率升温至200 ℃，随后以10 ℃/h的速率渐进升温至600 ℃并恒温保持30 min，通过阶梯式升温制度充分去除试件内残余黏合剂；待脱脂完成后，继续以2.5 ℃/min的速率升温至1500 ℃，保温2 h实现陶瓷颗粒的致密化烧结；最终随炉自然冷却完成整个热脱脂/烧结过程。热脱脂/烧结曲线具体如图2所示。

1.4 试件性能分析

1.4.1 物理属性研究

根据阿基米德原理，使用固体密度计（SJ-600G）测量烧结试件的脱脂率κ、密度{\rho }_{\mathrm{c}}和体积V_{\mathrm{c}}。使用游标卡尺测量生坯和烧结件的三维尺寸L_{\mathrm{g}x}、L_{\mathrm{g}y}、L_{\mathrm{g}z}和L_{\mathrm{s}x}、L_{\mathrm{s}y}、L_{\mathrm{s}z}，以确定试件各方向的收缩率λ，并计算试件的孔隙率P。每项数据重复测量三次，取平均值进行计算。相应的计算公式如下：

\kappa =\frac{m_{\mathrm{g}}-m_{\mathrm{s}}}{m_{\mathrm{g}}}{\rho }_{\mathrm{c}}=\frac{W_{\mathrm{a}}{\rho }_{\mathrm{w}}}{W_{\mathrm{a}}-W_{\mathrm{w}}}

\lambda =\frac{L_{\mathrm{g}}-L_{\mathrm{s}}}{L_{\mathrm{g}}}P=\mathrm{1}-\frac{V_{\mathrm{c}}}{L_{\mathrm{s}x}{L}_{\mathrm{s}y}{L}_{\mathrm{s}z}}

式中：m_{\mathrm{g}}为生坯试件的质量，g；m_{\mathrm{s}}为脱脂后试件的质量，g；W_{\mathrm{a}}为样本在空气中的质量，g；{\rho }_{\mathrm{w}}为水的密度，g/cm³；W_{\mathrm{w}}为样本在水中的质量，g；L_{\mathrm{g}}、L_{\mathrm{s}}分别为生坯和烧结试件的尺寸，mm。

1.4.2 微观形貌

通过场发射扫描电子显微镜（MIRA3）观察生坯和烧结试件表面以及横截面内部的微观形貌，比较分析生坯和烧结试件的前后变化及存在的典型缺陷。将经过喷金处理后的试件置于电子显微镜下，调整到合适放大倍数对生坯和烧结试件表面及横截面区域进行观测。

1.4.3 亲水性试验

材料的表面润湿性在骨结合中起着重要作用，亲水表面有利于细胞相互作用，如细胞的黏附和增殖，而疏水表面则不利于细胞黏附^［14］；表面润湿性通常由接触角表征，即在三相接触边界处液-气界面的切线与固体表面之间的角度α（图3）^［15］。使用标准型接触角测量仪（DSA25）测量静态水接触角以评估试件的亲水性。将试样水平放置在观察台上，使用自动滴定系统将一滴蒸馏水（0.5 μL）自动滴在表面上，使用光学分析系统通过液滴两侧的图像拟合液滴外形曲线，计算接触角α。每种类型样件测量3次，以平均值表示结果。

1.4.4 力学性能

多孔支架在人体内的骨缺损处起支撑作用，其力学性能需与周围骨组织相匹配。支架承载力过高会产生应力屏蔽效应，过低则无法起到支撑作用。使用万能试验机（Shimadzu EZ-5KN）对试件进行准静态压缩试验，确定多孔试件的抗压强度和弹性模量。其中，试验机加载力的控制方式为加载梁匀速加载。通过实验数据计算得出试件的应力{\sigma }_{\mathrm{c}}、应变{\epsilon }_{\mathrm{c}}及压缩模量E_{\mathrm{c}}分别为

{\sigma }_{\mathrm{c}}=\frac{F_{\mathrm{c}}}{\frac{\mathrm{\pi }}{\mathrm{4}}{L_{\mathrm{c}}}^{\mathrm{2}}}{\epsilon }_{\mathrm{c}}=\frac{S_{\mathrm{c}}}{T_{\mathrm{c}}}E_{\mathrm{c}}=\frac{{\sigma }_{\mathrm{c}}}{{\epsilon }_{\mathrm{c}}}

式中：F_{\mathrm{c}}为试件上施加的力，N；L_{\mathrm{c}}为试件的直径，mm；S_{\mathrm{c}}为试件沿受力方向的位移，mm；T_{\mathrm{c}}为试件的厚度，mm。

1.4.5 细胞毒性检测

为了评估多孔支架在长期植入体内时的生物安全性，确保材料无显著细胞毒性并满足骨组织工程对细胞相容性的要求，采用CCK-8试剂对不同孔隙结构的CME支架进行细胞毒性测定。以小鼠胚胎成骨细胞前体细胞（MC3T3-E1）为模型细胞，通过检查细胞活力来评价支架材料对细胞生长和增殖的影响。首先进行细胞培养，将细胞放在含有α-最小必需培养基、10%胎牛血清和1%青霉素/链霉素的生长培养基内，放置于37℃、5%湿润二氧化碳的培养箱内进行培养。然后进行细胞接种，将多孔样件用75%酒精浸泡消毒，并用磷酸盐缓冲液（phosphate buffered saline， PBS）洗涤后放入24孔板中，每孔接种500 μL密度为1×10⁵个/mL的细胞悬液，如图4所示。继续将培养板置于37 ℃、5%湿润CO₂气体的培养箱内，分别培养24 h、72 h以及120 h。每个培养板设置三组空白对照，用于观察没有样件刺激的细胞生长情况。

培养完成后进行细胞毒性测试。按照体积比φ（培养基）∶φ（CCK-8溶液）=10∶1的比例向培养基中加入CCK-8溶液，将培养板置于培养箱内继续孵育2 h，孵育结束后，用酶标仪测定在 450 nm处各孔的吸光度（OD值）。分别获取培养24 h、72 h以及120 h的细胞增殖数据，全面评估支架材料对MC3T3-E1细胞的长期毒性效应。

2 结果与讨论

2.1 成形质量

图5所示为生坯和烧结试件对比情况。可见，生坯试件表面呈明显的层状堆积纹理，无明显翘曲、断裂等缺陷，线条平行规整，尺寸均匀无畸变，证明了复合丝材具有良好的挤出流动性和层间黏结性，同时验证了ME设备成形参数的可靠性。烧结后的试件尺寸均匀收缩，表面粗糙度降低，无鼓泡、裂纹等缺陷，证明了两步式脱脂与阶段式烧结工艺的有效性。

2.2 物理属性

2.2.1 脱脂率

表3所示为多孔烧结试件的脱脂率计算结果。可以看出，3D蜂窝结构的脱脂率在18.33%~18.39%，平均脱脂率为18.35%，与理论脱脂率（18.34%）的误差为0.01%~0.26%；交叉层叠结构的脱脂率在18.31%~18.36%，平均脱脂率为18.34%，与理论脱脂率的误差为0.07%~0.20%。两种结构的实际与理论脱脂率高度吻合，表明超声波辅助溶剂脱脂和热脱脂能够有效去除试件中的黏合剂组分，且显著提高脱脂效率；同时，多孔结构让试件具有更多的孔隙和更大的比表面积，使煤油能够充分渗透到试件内部，使黏合剂更有效地分解和挥发，脱脂过程更加充分，从而获得高质量的纯氧化锆陶瓷制品。

2.2.2 密度

表4所示为多孔烧结试件的密度与相对密度。两种结构陶瓷试件的密度在5.90~5.99 g/cm³，相对密度在97.95%~98.99%。密度与相对密度的一致性较好，且十分接近纯氧化锆陶瓷的理论密度，进一步说明了多孔结构有利于脱脂阶段黏结剂的排出和烧结阶段的收缩行为。样件中孔隙的存在可以减少应力集中，使收缩更均匀，从而提高密度分布的一致性。

2.2.3 收缩率

表5所示为多孔烧结试件在三个方向的尺寸收缩率。可见，3D蜂窝结构试件在x、y、z三个方向的平均尺寸收缩率分别为26.16%、26.62%及26.08%；交叉层叠结构试件平均收缩率分别为26.44%、26.52%及26.39%。所有试件x、y、z方向的收缩率几乎一致，这表明试件的尺寸收缩可以认为是各向同性的。该结果与传统致密陶瓷件烧结收缩时的各向异性行为不同^［16］，这来源于“多孔结构设计-工艺参数调控-应力/组分均匀性协同”的耦合效应：其一，3D蜂窝与交叉层叠结构的多孔设计，通过开孔通道削弱了传统致密陶瓷烧结时的重力导向性变形，同时为残余应力提供了均匀释放路径，避免了层间因应力差导致的各向异性收缩；其二，五组分黏合剂系统的配比优化，使丝材兼具良好的挤出流动性与黏结性，超声波辅助溶剂脱脂通过强化煤油的溶解效率，避免了局部残余黏合剂在烧结阶段产生的收缩差异；其三，阶段式烧结工艺通过梯度控温，平衡了陶瓷颗粒致密化速率与孔隙结构稳定性，最终实现了“低缺陷成形—高效脱脂—均匀收缩”，为CME制品的结构与性能调控提供了理论依据。

2.2.4 孔隙率

表6显示了两种结构多孔烧结试件的孔隙率。3D蜂窝结构多孔试件的平均孔隙率为56.87%，交叉层叠结构多孔试件的平均孔隙率为55.69%。两者的孔隙率接近设计孔隙率，波动来源于生坯成形过程存在一定的误差。总体而言，CME技术能够成形孔隙率稳定可控的多孔试件，可以满足人体骨植入物设计需求。

2.3 微观形貌

图6所示为生坯和烧结试件表面的微观形貌。可以看出，生坯表面具有明显的层状结构，线条平行且较为规则，与0.6 mm的喷嘴直径相符合，且表面较为粗糙，存在较多颗粒和划痕。烧结后试件表面更加平滑，颗粒和划痕大大减少，没有明显裂纹，致密性显著提高。

图7所示为生坯和烧结试件横截面的微观形貌，可见试件的层间结合情况良好，但相邻材料丝之间黏结略微不足。图7a所示的生坯试件横截面具有明显的层状结构，显示出熔丝成形增材制造逐层堆积的典型特征，孔隙相对较小且数量较少，表明生坯成形工艺具有良好的成形质量。烧结试件相邻材料丝间孔隙明显增大，甚至出现完全分离的现象，如图7b所示。这与生坯成形时所用材料丝直径较细（≈1.70 mm）有关，较细的丝材导致喷嘴挤出的材料更少，使相邻材料丝间黏结不足，经过脱脂烧结后，有机黏合剂挥发，陶瓷颗粒收缩，孔隙进一步扩大。

2.4 亲水性分析

试件的接触角测量结果如图8所示。试件表面的平均水接触角为45.92°，最大水接触角为55.1°，这表明所制备的氧化锆陶瓷试件具有良好的亲水性，有利于细胞在表面的黏附和增殖。部分实验数据误差较大的原因是CME工艺制备的样件表面存在因成形路径、脱脂和烧结产生的纹路或微裂纹，使滴定的液体沿纹路流淌，影响实验数据。

2.5 力学性能

图9为两种结构烧结试件的应力-应变关系曲线。可见，50%的理论孔隙率下，3D蜂窝结构的多孔样件平均抗压强度为148.09 MPa，压缩模量为5.69 GPa；交叉层叠结构的平均抗压强度为122.01 MPa，压缩模量为5.16 GPa，具体如表7所示。多孔结构的抗压性能和压缩模量明显低于致密结构，且压缩模量显著降低。同时，相同孔隙率3D蜂窝结构试件的抗压强度和压缩模量略优于交叉层叠试件。从结构-力学性能的关联机理来看，孔隙率与力学性能的负相关性符合多孔陶瓷力学模型^［17］：当填充密度固定为50%时，3D蜂窝结构因层间交叉节点更多，形成了更稳定的三角支撑单元，相较于交叉层叠结构的平行层间支撑，其应力传递路径更均匀，因此抗压强度更高。同时，烧结后陶瓷颗粒的高致密化保证了试件的力学强度，避免了因颗粒间结合不紧密导致的脆性断裂，使支架在满足孔隙率需求的同时，力学性能匹配人体皮质骨。

总体而言，两种多孔结构的抗压强度和压缩模量均能满足人体骨骼对植入物孔隙率、抗压强度和压缩模量的要求，既能起到支撑作用，促进物质交换和运输，同时能够避免应力屏蔽现象，具有良好的应用前景。

2.6 细胞毒性

使用MC3T3-E1细胞测试多孔支架的细胞毒性，抑制超过50%细胞生长的化合物被认为具有细胞毒性。在所有测试样本中，均观察到超过60%的细胞活力，细胞生长状况良好，如图10所示。结果表明，本文制备的生物陶瓷多孔支架没有细胞毒性，且生物相容性良好。这种性能源于支架表面化学特性与三维孔隙物理环境的协同作用：从表面化学来看，ZrO₂陶瓷表面天然的亲水性可促进血清蛋白吸附，为细胞黏附提供活性位点；而三维孔隙结构的设计进一步强化了生物相容性，既满足骨细胞迁移的空间需求，又通过提高影响物质扩散系数和代谢废物排出效率，避免细胞缺氧坏死。

除此之外，不同孔隙结构对细胞活力的调控作用显著。四种孔隙结构中，C^{\mathrm{0.6}}细胞活力最强，但其圆孔结构具有“孔间隔离效应”，细胞仅分布于圆孔内壁；C_{\mathrm{40}}、C_{\mathrm{50}}、C_{\mathrm{60}}三种结构具有连续连通的孔隙网络，细胞可均匀分布于支架表面及内部。C_{\mathrm{50}}在三种结构中细胞活力最强，这是因为50%的孔隙率为细胞生长提供了充足的黏附位点，且为营养物质的传输提供了畅通的通道。总体而言，C_{\mathrm{50}}可最优降低细胞毒性，提高细胞活力。

3 结论

本文通过陶瓷材料挤出成形技术（CME）结合五组分黏合剂，成功制备了氧化锆（ZrO2）生物陶瓷多孔支架，并系统评估了其理化性能、力学性能与生物相容性等各项指标。主要结论如下：

1）以摩尔浓度为 3 %的钇稳定ZrO₂为原料、五组分黏合剂制备的陶瓷/聚合物复合丝材，经CME技术成形的生坯表面纹理规则且无明显缺陷，结合“超声辅助溶剂脱脂+阶梯热解烧结”工艺，可获得无鼓泡、裂纹的烧结试件，且脱脂率与理论值误差小于 0.26%，烧结后试件密度达5.90~5.99 g/cm³（相对密度97.44 %~98.99 %），验证了材料配方与生坯成形—脱脂—烧结工艺的有效性。

2）支架的多孔结构可实现各向同性收缩，有效避免传统烧结的尺寸畸变，且孔隙率稳定可控，与设计值偏差较小，满足骨组织工程对支架结构的需求。

3）多孔支架的表面亲水性优异，有利于细胞黏附与增殖；抗压强度（3D蜂窝结构：148.09 MPa；交叉层叠结构：122.01 MPa）和压缩模量（5.69 GPa；5.16 GPa）与人体骨的力学性能相匹配，既能提供力学支撑，又具有表面应力屏蔽效应；同时无显著细胞毒性，生物安全性良好，为骨缺损修复支架的临床适配性提供了实验支撑。

总体而言，本文通过系统分析CME工艺参数对多孔支架结构及最终性能的影响，解释了“工艺-结构-性能”之间的定量关联机制：多孔结构有效诱导各向同性收缩，孔隙率控制在55%~58%范围内可实现与人体骨匹配的力学性能，为个性化骨支架的精准设计与性能调控提供了理论依据。

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基金资助

国家自然科学基金(52475093)