3D打印鈦合金牙種植體力學性能的研究進展

黃石頭 魏洪波 綜述 李德華 審校

有別于牙種植體常規機械減材加工的制造工藝,3D打印鈦合金牙種植體是通過材料堆積的增材方式成形,基本過程為:利用高能激光或電子束等熱源,選擇性地燒結或熔化成形區域內的金屬粉末材料,層層疊加直至成形[1]。雖然不是基于壓力成形,但目前的金屬3D打印技術同樣可以獲得完全冶金結合,致密度與變形工藝金屬材料相當的鈦合金成型件。3D打印過程中所設置的成形工藝參數及后續熱處理制度與鈦合金最終的力學性能密切相關[2-4]。本文綜述了關于3D打印鈦合金牙種植體動靜態力學性能的研究現狀,并分析了工藝參數、熱處理制度和表面質量等對其力學性能的影響。

1 鈦合金的顯微組織特征

鈦合金的顯微組織結構,一是指組織形態,二是指鈦合金的相和晶粒結構。顯微組織結構直接決定最終產品的性能,由加工工藝和熱處理制度決定[5]。

1.1 傳統工藝鈦合金的顯微組織

鈦合金材料的傳統制造工藝主要為鑄錠冶金,鈦合金鑄錠經鍛造或軋制等塑性加壓工藝成鈦材,成品鈦種植體是對鈦棒材進行機械加工而獲得。目前,已研制出數百種鈦合金,但強度高、生物相容性和耐腐蝕性良好的Ti6Al4V(國內牌號為TC4)合金仍然是牙科種植體最常用的鈦合金材料[6]。受成形工藝及熱處理的影響,Ti6Al4V合金的顯微組織在形貌、晶粒尺寸和晶內結構上的表現各異,按照組織形態分類,通常分為片層、網籃、雙態和等軸4 種典型組織。以等軸組織為例,它的特點是具有一些分布在原始α相的β轉變結構,α相含量超過一半。鈦合金的等軸組織通常是通過α+β兩相區或α相區的變形加工和熱處理獲得的[7-8]。等軸組織綜合性能良好,同樣也是3D打印鈦合金希望獲得的顯微組織[9]。

1.2 3D打印鈦合金的顯微組織

在生物醫療領域,鈦合金的3D打印成形工藝主要有3 種:激光選區熔化(selective laser melting,SLM)、直接金屬激光燒結(direct metal laser-sintering,DMLS)以及電子束熔化(electron beam melting,EBM),以上均歸類于粉末床熔融技術[10]。在成形過程中,鈦粉材經歷了復雜熱循環及相當高的溫度梯度和冷卻速度,導致3D打印鈦合金的顯微組織不同于傳統工藝鈦合金,且不同的3D打印技術,其制備的鈦合金微觀組織也不盡相同。例如,SLM技術是一個快速熔化,快速冷卻凝固的成形過程,易導致鈦合金晶內出現針狀α'馬氏體組織,該組織主要的力學特征是強度高,但延展性差[5,11]。而EBM技術通常會先將粉床預熱,熔池冷卻速度相對緩慢,組織中出現粗大的柱狀原始β晶粒及α+β雙相組織,強度雖不及SLM,但延展性更好[12]。此外,有學者[13]對比分析了3D打印多孔鈦合金成型態和退火態顯微組織的變化,結果顯示,成型態組織主要由β柱狀晶組成,在柱狀β晶內, 遍布針狀馬氏體α′相和少量α+β片層。因此,3D打印多孔鈦合金斷裂形式通常為脆性斷裂[14]。在經歷1 000 ℃/2 h/FC退火處理后,α′相分解為α+β片層組織,延展性增加[13]。

獨特的成形過程使得3D打印鈦合金不可避免地產生非平衡相,對性能要求較高3D打印鈦合金成型件都需要經過后續熱處理工藝來改善和穩定顯微組織,提高其塑性,以滿足實際應用的要求[15]。

2 3D打印鈦合金種植體的力學性能

2.1 拉伸性能

種植體在頜骨內行使功能時,其受力形式以壓縮和彎曲為主,因此拉伸性能是評價種植體力學性能的重要指標。3D打印鈦種植體的力學性能主要取決于其微觀組織及成形質量,而這又受到工藝參數(激光功率、光斑直徑、掃描速度及掃描間距等)和熱處理工藝的影響。目前,通過優化工藝參數來獲得高質量3D打印鈦種植體是一個重要研究方向[12]。童彤[16]研究了激光功率和掃描速度對3D打印鈦合金牙種植體性能的影響,結果顯示,增加激光功率和降低掃描速度可以提高3D打印鈦合金的硬度和拉伸強度。這是由于激光功率增大,輸入的能量就越大,余熱散發慢,便生成更多的α相結構,而α相屬于密排六方結構,原子間結合力強,使鈦合金內部的孔隙率降低,從而獲得了強化。而隨著掃描速度的增大,逐層鋪粉的過程中,加劇了元素的偏析,原子間結合力減弱。Waqas等[17]研究也證實,隨著激光功率的增加,SLM鈦合金試樣的孔洞和未熔化缺陷明顯減少,當激光功率設定為400 W,試樣的拉伸強度達到1 203 MPa,比鈦合金鍛件退火態提高了近300 MPa。在掃描間距方面,Kim等[18]研究發現,較小的激光間距30～40 μm生產的鈦合金試樣內部缺陷較少,彎曲強度可達1 600 MPa以上。

由此可見,在一定條件下,提高激光功率、降低掃描速度和掃描間距有助于提高鈦合金的成形質量。但實際上,影響成形質量的參數眾多,且參數之間又存在相關性,而目前的研究所選擇的優化參數較為單一,尚需更加深入且全面的研究。

國際上唯一一款在國外上市的3D打印鈦合金牙種植體產品是由DMLS技術制備的,工藝參數設定為:激光功率200 W,光斑直徑0.1 mm,掃描速率7 m/s。Gehrke等[19]對直徑為3.75 mm,長度10 mm的一段式和兩段式DMLS鈦種植體進行力學試驗發現,其平均抗折裂力分別可達(1 259.5±115.1) N、(1 269.2±128.8) N,并在斷面觀察到種植體核心處有大量韌窩和微孔,是典型的延性斷裂,而種植體表面密度較低的多孔部分發生脆性斷裂,種植體內核與表層孔隙結構間未發現裂紋。考慮到成人男性和女性后牙區的平均最大咬合力分別約為789、596 N,認為該種植體具有承受咀嚼載荷的能力。表1展示各項研究對3D打印鈦合金種植體成型態拉伸性能指標的測試結果。

表1 3D打印鈦合金種植體成型態的拉伸性能

從表1可見,3D打印鈦合金成型態具有較高的強度,但延伸率常低于10%,這易導致種植體發生脆性斷裂[11,22]。盡管有研究顯示可以通過改變能量密度和激光焦距來控制鈦合金組織中針狀馬氏體含量,并在適當工藝參數搭配下實現α'馬氏體原位分解,得到超細(α+β)片層組織,從而使鈦合金具有高屈服強度的同時,斷裂伸長率也滿足臨床應用的要求[24],但通過熱處理來改變顯微組織,使其向有利的方向發展仍是實際應用中較常用的手段。表2顯示了不同熱處理制度處理后3D打印鈦合金機械性能的測試結果。

表2 不同的熱處理制度下3D打印鈦合金的拉伸性能

從表1和表2的對比可以看出,熱處理對3D打印鈦種植體延展性提升的重要性,這與顯微組織的變化有關,通常在熱處理后,脆性的馬氏體發生分解,轉變為α+β雙相組織,延展性提高[27]。

2.2 疲勞性能

種植體折斷是種植治療最為嚴重的并發癥之一,發生的主要原因是種植體在頜骨內長期承受咬合力循環載荷的破壞[19]。因此,在實際臨床應用中,種植體的疲勞性能決定了其是否能夠長期服役。

工藝參數決定對材料所輸出的能量密度。當能量輸入不足時,可能導致粉末熔化不全甚至未熔化,而能量輸入過多,又會發生熔池不穩定,飛濺和汽化等現象,從而形成氣體夾帶和孔隙缺陷。這兩種情況均不利于鈦合金成型件的疲勞性能。另外,不當的參數選擇還可能導致較弱的層間結合甚至出現分層,直接導致成型件報廢[12,28-29]。Kasperovich等[26]在高周疲勞狀態下評估了熱處理和熱等靜壓(hot isostatic pressing,HIP)對SLM鈦合金疲勞行為的影響。結果顯示,在600 MPa的恒定應力下,SLM鈦合金成形態的平均疲勞壽命范圍僅為2.3×103到5.6×103次循環。在經歷了700 ℃和 900 ℃的熱處理后,試樣可承受3.0×104次循環。而在相同應力下,HIP試樣的循環次數可達1.5×105至3×105次,與鍛造材料相當。因此,熱處理及熱等靜壓可以明顯改善3D打印鈦合金成形態的疲勞壽命,兩者均通過調整試樣的微觀結構來達到提高耐久度的效果,尤其是熱等靜壓,相較于熱處理更能夠消除試樣內部孔隙缺陷,來極大程度延長裂紋萌生階段[30]。此外,對于熱處理制度的選擇,有研究發現在最高退火溫度<β轉變溫度的條件下進行雙重退火可導致SLM鈦合金組織中出現較粗α板條結構的α+β網籃組織,這種結構賦予了材料較高的裂紋路徑曲折性,從而提高了SLM鈦合金抗疲勞裂紋擴展能力[31]。

3D打印鈦種植體的疲勞性能還受到其表面質量的影響。3D打印鈦合金表面存在固有的磨砂狀粗糙外觀,在不規則的粗糙表面上可能存在一些表面或亞表面缺陷,如層狀裂紋等[27],疲勞裂紋極易在這些缺陷上產生。Greitemeier等[32]比較了3D打印鈦合金成形態和球磨后試件的疲勞性能。結果表明,3D打印鈦合金的高周疲勞性能可單獨受到固有表面粗糙度的影響,球磨試件的疲勞壽命優于原始態。Kasperovich等[26]也發現,在對原成型態試樣進行機加工改善表面質量后,試樣在600 MPa的恒定應力下,能夠經受1.2×104到2.0×104次循環載荷,明顯高于原始態。因此,通過表面處理來去除位于試樣表面的微小缺陷,改善表面質量是提高3D打印鈦合金疲勞壽命的有效方法[33]。

上述可見,基于3D打印技術的鈦種植體,其疲勞性能主要受工藝參數、微觀組織以及表面質量三方面的影響。基于此,可以通過優化工藝參數,增加后續熱處理工藝及表面處理等手段,來改善3D打印鈦種植體的抗疲勞性能[12]。

2.3 硬度

根據Karolewska等[20]的報道,與退火拉拔棒材相比,DMLS鈦合金的硬度更高,平均HV硬度值在765～795之間。由于硬度與顯微組織的關系,DMLS鈦合金硬度值比退火拉拔棒材更高的原因,可以通過成形過程中典型的高冷卻速率引起的固有微觀結構來解釋,3D打印鈦合金成形態呈現針狀α'相,與鍛造合金中的α和β相相比,這是一種更硬的金相[34-35]。另一方面,由工藝參數所輸出的能量密度對材料熔化程度的影響,最終也可表現在合金的硬度上。能量密度不足導致粉末不完全熔融,所得到的試樣表面形貌不均勻以及出現較多較大的氣孔缺陷,因此試樣硬度低且波動性大,而如果能量密度在完全熔化區域內,試樣的硬度值高且各試樣之間的差異小[36]。表3展示了關于3D打印鈦合金硬度研究的結果。

表3 3D打印鈦合金種植體的硬度

3 3D打印多孔結構鈦合金種植體的力學性能

3D打印技術利用其構建精密復雜結構的特點,能夠制造出多孔鈦合金種植體。根據多孔結構是否覆蓋整個種植體:可分為全多孔和表面多孔兩種類型;根據在種植體上的位置劃分:多孔結構通常位于種植體體部的中間部位或接近種植體根部[38]。與固體種植體相比,引入多孔結構使種植體具有接近于骨組織的天然形貌和力學性能。研究表明,孔形、孔徑及孔隙率等幾何參數是影響多孔鈦合金力學性能的重要因素[39-40]。

在孔幾何形態方面,Jamshidinia等[41]對EBM制備的交叉、蜂窩狀和八面體3 種結構種植體采用不同水平的循環載荷(100、200、300 N和500 N)進行測試。結果表明,在100 N負載下,僅孔徑為2 mm的八面體結構能夠承受500 萬次循環,而在其他3 個負載水平下,試樣的壽命均低于ISO 14801標準規定的最低要求。在孔徑及孔隙率設計方面,劉暢等[42]測試了孔徑為400 μm,孔隙率為25.2%的EBM鈦合金支架,結果顯示,其抗壓強度為27.6 MPa,剪切強度為10.4 MPa,與人松質骨的強度相當。Song等[43]利用3D打印制備了孔隙率分別為30%、40%、50%和60%的三重周期最小表面(TPMS)結構的鈦合金試樣,通過壓縮實驗測量了每個試件的彈性模量和屈服強度。結果表明,每種試樣的屈服強度均大于皮質骨的屈服強度,滿足植入條件。根據有限元分析結果,孔隙率為30%和40%的TPMS結構沒有應力遮擋作用,有利于長期穩定的骨結合。

由于多孔結構的引入造成種植體整體密度下降,尤其是孔隙率較高時,其疲勞強度的絕對值往往較低[44]。Wally等[38]實驗結果證實,完全多孔結構鈦合金并不能提供足夠的強度來承受咀嚼力,在其研究范圍內,孔徑為650 μm,支桿厚度為300 μm的完全多孔結構的壓縮性能甚至不及松質骨。有學者[45]提出一種基于功能梯度材料的方法,即種植體的內部為實心結構,而外表面為孔隙結構,這是典型的梯度材料設計方式,其中致密內核保證了種植體整體強度,而外表面多孔結構增加了種植體骨結合面積,同時還能降低種植體表面的彈性模量。該實驗設計了4 種多孔種植體,一種無致密核心結構,另外3 種帶有實心結構,實心結構的直徑分別為1.2、1.8、2.4 mm。經測試,致密核心直徑為1.8 mm試樣的多孔部分表現出高屈服應力(～330.91 MPa)、高極限強度(～506.08 MPa)以及較高的有效疲勞強度(～165.46 MPa,106次循環),同時保持約60%的孔隙率,彈性模量(～22.95 GPa)也在頜骨的范圍內[45]。因此,這項研究證實了通過梯度結構設計來提高3D打印多孔鈦種植體疲勞強度的可行性。另外,該學者建議使用有效疲勞強度(即多孔結構在不掉落碎屑的情況下,能夠承受給定循環次數的最高應力)來測試醫用多孔鈦種植體的疲勞壽命。這是因為從多孔結構上掉落的任何碎片都可能會導致炎癥或其他有害反應。

4 總 結

基于粉床熔融3D打印技術的鈦合金成型件,由于其獨特的冶金過程導致脆性相生成以及工藝參數選擇不當所造成的內部缺陷、表面質量差等問題使其很難滿足牙種植體綜合力學性能的要求。目前的研究工作通過探索合適的工藝參數和利用熱處理或熱等靜壓等手段有效改善了3D打印鈦合金的組織及性能[6,46]。但目前仍缺乏系統優化的工藝參數窗口,且存在工藝參數選擇單一,忽略各參數間相互影響的問題,未來的研究應繼續深入理解工藝-結構-性能之間的關系,這對提高3D打印鈦合金種植體的質量穩定性和均一性有巨大作用。