【多孔材料技术的发展文献综述5700字】

–PAGE28–多孔材料技术的发展文献综述理想的假体结构应当具有良好的骨结合能力，能够促进骨细胞在多孔结构中长入。Kuboki[12]等人通过在大鼠异位模型分别植入多孔假体和实心假体进行对比。结果发现，多孔结构假体有新骨生成，表明多孔结构能够促进骨骼生成。具有多孔结构的假体有利于组织向内生长，营养物的大量运输和与宿主骨的整合，以及骨植入物的长期稳定固定。为了促进所需的骨组织再生，假体的结构设计通常考虑诸如孔隙率，\o"了解有关毛孔尺寸的更多信息"孔径和形状，互连通道的取向和结构的分级控制等因素。天然骨的\o"了解有关弹性模量的更多信息"弹性模量通常随着孔隙度的增加而减小。同理，多孔假体也可以通过调整孔隙率，对假体的结构模量与屈服极限进行调整。如图1.2所示，调整钛合金多孔假体的孔隙率，当孔隙率从66%到80%进行变化时,对应的结构模量相应的从2.21GP降至373Mpa。同时，假体的\o"详细了解屈服压力"屈服应力的变化范围为4-12.7Mpa，这类似于人类松质骨的机械性能[13]。在另一个例子中，多孔镍钛（Niti）假体的孔隙率分别为21%至48%，这些假体结构模量值在6-11Gpa范围内变化，这与人骨力学特性相类似[14]。应力应变曲线（图1.3）表明这些多孔假体具有类似于人体的超弹性生物力学特性。这是由于多孔结构的特点以及镍钛合金固有的超弹性特性。同样，通过改变冷压实压力和使用的粉末，成功制备出Ti6Al4V假体，孔隙率范围为34％-54％。Ti6Al4V假体的40-42％屈服强度与人皮质骨力学性能相当。具有较高模量的假体可以提供更充分的机械支撑，并因此防止周围软骨和软骨附近骨缺损区域的过早塌陷。然而，它也可能危害骨髓细胞，生物分子和酶的迁移，然后延迟假体的吸光度，从而导致裂缝的发生。因此，如果假体的机械模量和孔隙率很好地定义，它将加速骨组织再生。结合相似的模量和较高的孔隙度会促使从缺损中爆发的骨髓细胞迁移，这有助于用软骨下骨和关节软骨快速替换假体[16]。图1.2多孔钛假体切线弹性模量与假体孔隙率的比例关系[15]图1.3多孔镍钛的压应力应变曲线[17]多孔结构的机械性质和渗透性也取决于晶胞类型、孔径[18]。因此，研究各种多孔结构的机械性能，流体流动性质和生物学性能是非常重要的，以便生成可用于植入物和组织工程假体的最佳设计的不同单元类型的库。由于受到骨骼结构的影响，天然骨骼的力学性质是不对称性和\o"了解有关各向异性的更多信息"各向异性。那么在考虑人工多孔假体设计中，就也要根据不同骨骼的形态以及力学特性，进行合理地改变。通过改变假体内孔的结构来调节假体的机械性能。1.2.1规则多孔结构设计多孔生物材料的机械性能在很大程度上取决于制备它们的单元细胞的类型[19]。优化不同应用场景的多孔生物材料的力学性能可能需要在一个单一的多孔结构中组合不同类型和尺寸的单位细胞。因此，了解单元单元的类型和尺寸以及由此产生的多孔结构力学性能之间的关系非常重要[20]。如图1.4所示，设计六种不同多孔结构（立方体、金刚石结构、截角的立方体、截断的立方八面体、菱形十二面体、菱形八面体）填充单元，并通过3D打印技术，分别制作成半径为1.5mm,高为15mm的圆柱形式样，每个单独多孔结构胞体均为1.5mm。通过压缩实验，得到不同多孔结构的压应力应变曲线，并分析其力学特性。图1.4多孔结构胞体种类及结构试样：A型立方体、B型金刚石结构、C型截角的立方体、D型截断的立方八面体、E型菱形十二面体、F型菱形八面体[21]如图1.5所示，进过压缩测试发现，在具有不同类型的晶胞的样品的应力应变曲线中观察到的趋势是完全不同的。并且，具有相同类型的晶胞结构但不同相对密度（RD）的样品的应力应变曲线形状也存在差异。在许多情况下，观察到多孔合金的典型应力应变响应，包括初始线性响应，其后是平台区域，随后是应力应变曲线的波动。应力应变曲线的最后部分通常与多孔结构的刚度有关。通常，随着多孔结构的结构相对密度增加，平台区域之后的波动水平趋于降低。但是，对于F型菱形八面体结构来说，并不是这样。图1.5不同多孔结构胞体压缩应力应变曲线，其中红线为阿基米德获得的表观密度，蓝线为干称重获得的表观密度[21]由于所有其他参数在样品制造期间保持恒定，因此将不同类别的多孔结构彼此区分的唯一因素是单元胞体的几何形状。通过各个胞体压缩失效实验发现，包括垂直支柱的胞体的失效机理与其他单元胞体的失效机理并不相同。在具有垂直支柱的单元胞体中，一个垂直支柱的失效通常导致整个单元电池的坍塌，因此表现在应力应变曲线上是，应力突然下降到接近零的值。一旦一个单元胞体（通常整个多孔结构中最薄弱的环节）坍塌，其他单元胞体就会接管缺失单元胞体的承载力功能。这将持续到剩余多孔结构中的下一个最薄弱环节坍塌并且应力再次下降到接近零值。但是对于金刚石结构胞体，在该单元胞体中，单元电池的几何形状使得一个支柱的失效可能容易导致整个单元电池的坍塌，因为金刚石胞体每个支柱同时抵抗压缩变形。相比较而言，菱形立方八面体结构表现出最低的压缩性能值。当这些结构用作模仿骨的生物材料时，由不同类型的晶胞制成的多孔结构的刚度可能是这些结构的最重要属性。在这里介绍的所有压缩特性中，结构弹性模量是多孔结构刚度的最重要力学参数。与传统的多孔材料不同，研究人员也提出了“三周期极小化曲面”(TPMS)拓扑法[22]。该结构是基于薄片的蜂窝状结构由三重周期性最小表面（TPMS）组成，该模型在整个空间中是连续的，并具有被连续表面围绕的多孔腔。具有良好的热导电性，完美的孔隙互连，高表面积与体积比，孔隙结构易控性，高强度和刚度等。TPMS元素具有在正交坐标系中的周期性，且表面任意点的曲率为零，也就是表面可以平滑过渡。通过控制TPMS单元的分析参数，可以实现结构孔隙率的调整和周期的变化，这进一步影响其形态和特征。通过TPMS所建立的多孔结构模型具有较高的精度，且不容易引起应力集中。通过压缩实验研究了四种类型（Primitive,FRD,IWP,和Gyroid）的TPMS薄板结构的机械性能。结果表明，TPMS片状结构的变形行为几乎是拉伸为主的，并且通过改变芯的体积分数，壳厚和蜂窝结构的内部结构[24],机械特性可被改变。TPMS的几何构型可以描述为一个连续且不相交的表面，其两侧将空间划分为多孔区域和无孔区域。TPMS可以基于隐函数的形式如下表示：φr其中r是位置矢量，是幅度，是表示第k个晶胞，是周期波长，是偏移，C表示一个常数。φP&&&φG其中x、y和z是三个笛卡尔坐标，l是立方单元格长度。图1.6示出了四种常数C等于零的TPMS的单元模型。图1.6四种TPMS薄板结构，(a)Primitive型结构、(b)FRD型结构、(c)IWP型结构、(d)Gyroid型结构[23]如图1.7所示，等式（1.2），（1.3），（1.4），（1.5）中的常数C可直接影响TPMS结构的孔隙大小和体积分数。通过改变TPMS的单元类型和参数，能够设计满足不同力学性能要求的多孔结构。图1.7不同常数C的TPMS结构几何形状的影响1.2.2拓扑优化多孔结构设计相对于规则多孔结构，很多学者也根据拓扑优化方法设计多孔结构。在设计多孔结构中孔隙度，孔径和孔隙互连性是影响多孔结构机械性能和生物学性能的重要因素。但是，这些因素对多孔结构的性能的影响并不能简单的调整某一个参数而实现。例如，增加孔隙率可能会增强生物过程，但会大大降低刚度和强度。因此，找到多孔结构的最佳拓扑是至关重要。因为，拓扑优化技术能够快速找到同时满足多个目标和约束条件的最佳拓扑，以提供特定于现场的生物学性能。多孔假体设计优化上，主要是针对在所使用的材料（陶瓷、金属、聚合物基）和假体结构（孔大小，孔隙率，渗透性，连通性等）。由于涉及大量变量，因此对新假体优化设计复杂且耗时，要考虑对各种相互关联的设计参数的影响，同时又不能确保找到最佳的设计参数。可植入的骨多孔结构结构模量不应过高，否则会出现应力屏蔽现象并导致骨吸收和假体松弛，多孔结构还要具有一定强度保证足够的机械支撑和长期稳定性。多孔结构在孔隙度与刚度之间也要进行一定协调，保证细胞和组织向内生长。骨假体设计的特点是具有大量参数：各个元素的大小，例如支柱，连通性，孔隙率，渗透性，刚度，材料分布，材料类型等。所有或部分这些因素均可针对特定目标进行优化（例如，通过目标函数定义的多孔植入物的刚度最大化，同时满足其他因素的限制。例如，将孔隙率保持在一定范围内或使用预定的材料。图1.8拓扑优化流程[25]如图1.8所示，优化过程从初始化步骤开始，该步骤定义多孔结构的初始几何形状和材料属性，目标函数和约束条件。然后，通常使用有限元分析来计算相关的结果属性，并将其用于评估给定假体的目标函数。如果未达到目标，则根据预定义的约束条件，使用优化功能来搜索一组新的多孔结构设计参数。该过程反复进行，直到假体设计满足目标功能。大多数有关骨假体设计计算机优化的现有研究都集中在结构或材料优化上。通过拓扑优化方法可以获得一些新颖的多孔结构胞体，其基本概念是通过设计区域内增减材料来寻找到最佳的材料分布。对胞体结构的优化通常采用渐进均质化方法和基于能量的均质化方法来获得胞体等效的结构力学性能。拓扑优化方法主要有：均匀化方法[26]（HomogenizationMethod）、固体各向同性材料惩罚（SolidIsotropicMaterialwithPenalization，SIMP）方法[27]、水平集方法[28]（LevelSetMethod，LSM）、进化结构优化（EvolutionaryStructuralOptimization，ESO）法[29]、可移动变形组件（MovingMorphableComponents，MMC）法[30]。均匀化方法是通过在材料中引入微结构，以微结构的几何尺寸作为设计变量，通过微结构的形态和尺寸控制宏观材料的性能。该方法多被用于处理多工况的连续体结构的拓扑优化，以及热弹性结构的拓扑优化等。变密度法是由均匀化方法启发获得，是以材料密度为拓扑设计变量，计算效率高。变密度法在多用于多工况应力约束下平面体结构、三维连续体结构、结构碰撞、汽车车架设计等问题。渐进结构优化方法[31-33]，简称ESO法，是近年来被广泛应用的结构拓扑优化方法。通过将低效的或无效的材料逐步删除，剩下的结构逐渐形成拓扑优化结构。而双向渐进结构优化（BESO）方法[34-36]是对ESO法的扩展和改进，有效解决ESO中存在收敛性差的问题。不仅能够删减低应力区域网格单元，同时也能在较高应力区域增加新的单元。通过上述的拓扑优化方法，可以用于设计符合特定力学性能要求的材料[37,38]，例如负热膨胀系数结构[39]和负折射率结构[40]。通过以上拓扑优化方法，并利用周期性边界条件能够设计与各向异性天然骨的力学性质相近似[41-43]的多孔结构。例如，使用类似的基于密度的优化方法，设计了具有与天然骨骼相似的弹性张量的假体。并研究了这些假体在随后的组织向内生长中的性能[44]。发现当多孔结构的弹性模量与宿主骨的弹性特性相近或略高时，骨骼重塑处于最佳状态。如图1.9所示，采用BESO方法对晶格单元构型进行优化[45]，然后调整拓扑优化参数以获得各种多孔结构胞体。通过拓扑优化得到的新型胞体结构比传统的胞体结构具有更好的机械性能。在给定孔隙度下使用双向进化结构优化（BESO）方法分别得到具有最大体积模量和剪切模量的多孔结构以及渐变多孔结构[46,47,48]。图1.9BESO方法剪切模量、体积分数和多孔胞体类型的演化规律[45]除此之外，越来越多的拓扑优化方法集中于多尺度微观多孔结构设计。这是由于当设计区域被网格离散时，拓扑优化方法通常仅会设计出宏观主体结构。而精细化细小结构需要网格划分足够精细，才会出现多尺度结构。这种方法计算量大，不易实现。因此，出现通过局部控制来实现多尺度多孔结构的方法。例如，局部体积约束方法是在设计域中每个单元设置体积分数上限[49]。通过控制影响孔径的邻域半径，以及控制孔隙率的局部体积分数来实现拓扑结构的跨尺度。如图1.10所示，通过该方法，局部体积约束产生的多孔结构是与主应力方向对齐。通过在给定的一组外部载荷下，优化材料的分布，可以最大程度地提高机械刚度。同时，调节局部材料的分布。在最大化刚度的目标功能下，多孔结构自动分布，以优化的方式适应机械负载。以及该方法的进一步的发展，设计多孔结构主体支柱与主应力方向对齐，最大程度地提高了结构刚度[50]。该方法首先对模型形状进行区域离散化Ω。对于每个单元e，通过定义一个数值ρe∈{0,1}。当ρe=0图1.10跨尺度拓扑优化结构[49,50]同时，定义ρe来量化局部区域，即一个单元周围区域的材料分布。ρe可以衡量实体单元占所规定邻域ℕeρe=i其中,ℕe是给定半径Re后，所有单元距离中心单元小于Rℕ其中，xi和xe为体素的质心。位置和长度是min其中，c代表应变能，u和K分别为模型的位移矢量和刚度矩阵。位移向量u通过求解Ku=f来获得，f为模型外部受力。通过定义全局的材料分布：ρ以及ρe其中，该约束限制了局部材料的累计。例如，α=0.6表示最多只能有60％的所有体素是实心的，而其他40％是空的。尽管，此约束限制了实心与为空体素的百分比，但它并未规定哪些体素是实心参考文献MertensC,LöwenheimH,HoffmannJ.Imagedatabasedreconstructionofthemidfaceusingapatient-specificimplantincombinationwithavascularizedosteomyocutaneousscapularflap[J].JournalofCranio-MaxillofacialSurgery,2013,41(3):219-225JardiniAL,LarosaMA,deCarvalhoZavagliaCA,etal.Customisedtitaniumimplantfabricatedinadditivemanufacturingforcraniomaxillofacialsurgery:Thispaperdiscussesthedesignandfabricationofametallicimplantforthereconstructionofalargecranialdefect[J].Virtualandphysicalprototyping,2014,9(2):115-125.NiinomiM.Mechanicalbiocompatibilitiesoftitaniumalloysforbiomedicalapplications[J].JMechBehavBiomedMater,2008,1(1):30-42.StaigerMP,PietakAM,HuadmaiJ,etal.Magnesiumanditsalloysasorthopedicbiomaterials:areview.[J].Biomaterials,2006,27(9):1728-1734.LefebvreLP,BarilE.PropertiesofTitaniumFoamsforBiomedicalApplications[J].AdvancedEngineeringMaterials,2013,15(3):159-165.KarageorgiouV,KaplanD.Porosityof3DBiomaterialScaffoldsandOsteogenesis[J].Biomaterials,2005,26(27):5474-5491.ZeinI,HutmacherDW,TanKC,etal.Fuseddepositionmodelingofnovelscaffoldarchitecturesfortissueengineeringapplications[J].Biomaterials,2002,23(4):1169-1185.DoAV,KhorsandB,GearySM,etal.3DPrintingofScaffoldsforTissueRegenerationApplications[J].AdvancedHealthcareMaterials,2015,4(12):1742-1762.KimK,YeattsA,DeanD,etal.StereolithographicBoneScaffoldDesignParameters:OsteogenicDifferentiationandSignalExpression[J].TissueEngineeringPartB:Reviews,2010,16(5):523-539.WilliamsJM,AdewunmiA,SchekRM,etal.Bonetissueengineeringusingpolycaprolactonescaffoldsfabricatedviaselectivelasersintering[J].Biomaterials,2007,2:4817-4827.XuS,ZhouP,etal.Selectivelasersinteringfabricationofnano-hydroxyapatite/poly-ε-caprolactonescaffoldsforbonetissueengineeringapplications[J].InternationalJournalofNanomedicine,2013,8:4197.KubokiY,JinQ,TakitaH.GeometryofcarrierscontrollingphenotypicexpressioninBMP-inducedosteogenesisandchondrogenesis[J].JBoneJointSurg,2001,83-ASuppl1(Pt2):S105.WuS,ChungC,LiuX,etal.PoreformationmechanismandcharacterizationofporousNiTishapememoryalloyssynthesizedbycapsule-freehotisostaticpressing[J].ActaMaterialia,2007,55(10):3437-3451.FuQ,SaizE,RahamanMN,etal.Bioactiveglassscaffoldsforbonetissueengineering:stateoftheartandfutureperspectives[J].MaterialsScience&EngineeringC,2011,31(7):1245-1256.MustafaGüdenl,etal.EffectsofcompactionpressureandparticleshapeontheporosityandcompressionmechanicalpropertiesofsinteredTi6Al4Vpowdercompactsforhardtissueimplantation

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