فناوری ساخت افزایشی فلزی: مروری برکاربرد های زیست پزشکی
محورهای موضوعی : سایر
1 - گروه شیمی، واحد داراب، دانشگاه آزاد اسلامی، داراب، ایران. وگروه پژوهش های شیمی کاربردی، مرکز تحقیقات مهندسی شیمی، نفت و پلیمر، واحد شیراز، دانشگاه آزاد اسلامی، شیراز، ایران
کلید واژه: چاپ سهبعدی فلزی زیست تخریب پذیر, کاربردهای زیست پزشکی, چاپ سهبعدی فلزی زیست سازگار, ساخت افزایشی فلزی,
چکیده مقاله :
چاپ سه بعدی فلزی یک روش ساخت لایه لایه است که برای ساخت مدل سه بعدی ساختارهای پیچیده استفاده می شود. این فناوری دارای روش ها، مواد و تجهیزات متعدد است و بسیاری از هزینه های مرتبط با فرآیندهای سنتی، تجهیزات و مهارت های فلزکاری را کنار گذاشته تا با فرآیندی ساده تر و طراحی خلاقانه تر ساخت نمونه را انجام دهد. چاپ سه بعدی به عنوان ساخت افزایشی نیز شناخته شده است. ویژگیهای ساخت افزایشی عبارتند از سفارشی‌سازی چاپ، هزینه پایین برای تولید نمونه، ارتباط مستقیم با تصویربرداری سهبعدی و امکان تولید نمونه با موادی که زیست سازگار و زیست تخریبپذیر هستند. چاپ سهبعدی در پیشرفت علوم زیست پزشکی بسیار موثر بوده و برای طیف گسترده ای از کاربردهای پزشکی از جمله ساخت انواع ایمپلنت های زیست سازگار با پاسخ مکانیکی مناسب، داربست های زیست تخریب پذیر با سرعت تخریب مهندسی شده، ابزارهای جراحی پزشکی، ابزارهای دندانپزشکی و تجهیزات پزشکی مناسب هستند. این مقاله به بررسی چاپ سه بعدی فلزی، مواد اولیه و روش های مرتبط با آن و کاربردهای زیست پزشکی این فناوری می پردازد.
Metal 3D printing is a layer-by-layer fabrication method used to manufacture 3D models of complex structures. This technology has multiple methods, materials, and equipment that bypassing many of the costs associated with traditional processes, equipment, and skills for metal working, while creating free-form, near-net-shape 3D objects. This procedure is more accurately portrayed as additive manufacturing. Additive manufacturing’s attributes include print customization, low perunit cost for production, seamless interfacing with mainstream medical 3D imaging techniques, and feasibility to create freeform objects in materials that are biocompatible and biodegradable. The term 3D printing, in any case, is generally new and has been an active part of current developments in biomedical. Consequently, additive manufacturing is apposite for a wide range of biomedical applications including custom biocompatible implants that mimic the mechanical response of bone, biodegradable scaffolds with engineered degradation rate, medical surgical tools and biomedical instrumentation. This review surveys the materials, 3D printing methods and technologies, and biomedical applications of metal 3D printing.
1. S.F. Iftekar, A. Aabid, A. Amir, M. Baig, Polymers 15, 2519 (2023).
2. Y. Bozkurt, E. Karayel, J. Mater. Res. Tech. 14, 14 30 (2021).
3. A. Balamurugan, S. Rajeswari, G. Balossier, A.H.S Rebelo, J.M.F Ferreira, Mater. Corrosion 59, 855 (2008).
4. S. Pramanik, A.K. Agarwal, K.N. Rai, Trends Biomater. Artif. Organs 19, 15 (2005).
5. L. Rony, R. Lancigu, L. Hubert, Morphologie 103, 231 (2018).
6. J. Ni, H. Ling, S. Zhang, Z. Wang, Z. Peng, C. Benyshek, R. Zan, A.K. Miri, Z. Li, X. Zhang, J. Lee, K.J. Lee, H. J. Kim, P. Tebon, T. Hoffman, M.R. Dokmeci, N. Ashammakhi, X. Li, A. Khademhosseini, Mater. Today Bio. 3, 100024 (2019).
7. I. Gibson, D. Rosen, B. Stucker, Additive Manufacturing Technologies: 3D Printing, Rapid Prototyping, and Direct Digital Manufacturing, 2nd ed. (Springer, New York, 2015).
8. Q. Chen, G.A. Thouas. Mater. Sci. Eng. 87, 1 (2015).
9. A. Milovanovic, A. Sedmak, A. Grbovic, T. Mijatovic, K. Colic, Procedia Struct. Integr. 26, 299 (2020).
10. D. Khang, J. Lu, C. Yao, K.M. Haberstroh, T.J. Webster, Biomaterials 29, 970 (2008).
11. L.C. Zhang, L.Y. Chen. Adv.Eng. Mater. 21, 1801215 (2019).
12. A. Bandyopadhyay, F. Espana, V.K. Balla, S. Bose, Y. Ohgami, N.M.J. Davies, Acta Biomater. 6, 1640 (2010).
13. J.C. Tang, J.P. Luo, Y.J. Huang, J.F. Sun, Z.Y. Zhu, J.Y. Xu, M.S. Dargusch, M. Yan, Addit. Manuf. 22, 101392 (2020)
14. M. Kassapidou, V.F. Stenport, L. Hjalmarsson, C.B. Johansson. Acta Biomater. Odontol. Scand. 3, 53 (2017).
15. C. Delaunay, I. Petit, I.D. Learmonth, P. Oger, P.A. Vendittoli. Orthop. Traumatol. Surg. Res. 96, 894 (2010).
16. X. Mao, A.A. Wong, R.W. Crawford. Med. J. Aust. 194, 649 (2011).
17. H. Sahasrabudhe, S. Bose, A. Bandyopadhyay, Acta Biomater. 66,118 (2018).
18. J.R. Davis. Metallic materials. In Handbook of Materials for Medical Devices, ed. (Materials Park, ASM Int, 2003), pp 21-50
19. A. Munoz, M. Costa M. Toxicol. Appl. Pharmacol. 260, 1 (2012).
20. B. Rahmati, A.D. Sarhan, E. Zalnezhad, Z. Kamiab, A. Dabbagh, D. Choudhury, W. A.B.W. Abas, Ceramics Int. 42, 466 (2016).
21. X. Wei, D. Zhao, B. Wang, W. Wang, K. Kang, H. Xie, B. Liu, X. Zhang, J. Zhang, Z. Yang, Exp. Biol. Med. 241, 592 (2016).
22. E.T.K. Demann, P.S. Stein, J.E. Hauberinch, J. Long Term Eff. Med. Implants 15, 687 (2005).
23. A.B.G. Lansdown, Crit. Rev. Toxicol. 48, 596 (2018).
24. Y. Wang, J. Wan, R.J. Miron, Y. Zhao, Y. Zhang, Nanoscale 8, 11143 (2016).
25. L.A. Dykman, N.G. Khlebtsov, Biochemistry 81, 1771 (2016).
26. Y. Yang, C. He, E. Dianyu, W. Yang, F. Qi, D. Xie, L. Shen, Sh. Peng, C. Shuai, Mater. Des. 185, 108259 (2020).
27. J. Liu, L. Yi, Liquid Metal Biomaterials—Principles and Applications. (Springer, Singapore, 2018).
28. J. Yan, Y. Lu, G. Chen, M. Yang, Z. Gu, Chem. Soc. Rev. 47, 21518 (2018).
29. F. Liu, Y. Yu, L. Yi, J. Liu. Sci. Bull. 61, 939 (2016).
30. X. Wang, J. Liu, Micromachines 7, 206 (2016).
31. E. Palleau, S. Reece, S.C. Desai, M.E. Smith, M.D. Dickey. Adv. Mater. 25, 1589 (2013).
32. Y. Li, H. Jahr, J. Zhou, A.A. Zadpoor, Acta Biomater. 115, 29 (2020).
33. J.O. Milewski, Additive Manufacturing of Metals: From Fundamental Technology to Rocket Nozzles, Medical Implants, and Custom Jewelry. (Springer, Switzerland, 2017).
34. S. Ghods, E. Schultz, C. Wisdom, R. Schur, R. Pahuja R, A. Montelione, D. Arola, M. Ramulu, Materialia 9, 100631 (2020).
35. L. F. Velásquez-García, Y. Kornbluth, Annu. Rev. Biomed. Eng. 23, 307 (2021).
36. J. Lewis. Adv. Funct. Mater. 16, 2193 (2016).
37. L. Hirt, A. Reiser, R. Spolenak, T. Zambelli, Adv. Mater. 29, 1604211 (2017).
38. K. Zhu, S.R. Shin, T. Van Kempen, Y.C. Li, V. Ponraj, Adv. Funct. Mater. 27, 1605352 (2017).
39. J. Zhang, S. Zhao, M. Zhu, Y. Zhu, Y. Zhang Y, Z. Liud, C. Zhan, J. Mater. Chem. 2, 7583 (2014).
40. S.A. Campbell, Fabrication Engineering and the Micro- and Nanoscale, (New York, Oxford Univ. Press. 2013).
41. Y.S. Kornbluth, R.H. Mathews, L. Parameswaran, L.M. Racz, L.F. Velásquez-García, Nanotechnology 30, 285602 (2019).
42. Y.S. Kornbluth, R.H. Mathews, L. Parameswaran, L.M. Racz, L.F. Velásquez-García, Addit. Manuf. 36, 101679 (2020).
43. H. Lyu, X. Zhang, F. Liu, Y. Huang, Z. Zhang, J. Micromech. Microeng.29, 115004 (2019).
44. T. Matsuura, T. Takai, F. Iwata, Jpn. J. Appl. Phys. 56, 105502 (2017).
45. M. Feinaeugle, R. Pohl, T. Bor, T. Vaneker, G.W. Römer, Addit. Manuf. 24,391 (2018).
46. X. Zhang, Y. Zhang, Y. Li, Y. Lei, Z. Li, A. Sun, G. Xu, M. F. Yu, J. Guo, J. Electrochem. Soc.166, 676 (2019).
47. C. Li, J. Hu, L. Jiang, C. Xu, X. Li, Y. Gao, L. Qu, Nanophotonics 9, 691 (2020).
48. M.R. Henry, S. Kim, A.G. Fedorov. J. Phys.Chem. C 120, 10584 (2016).
49. R. Córdoba, P. Orús, S. Strohauer, T.E. Torres, J.M. De Teresa, Sci. Rep. 9, 14076 (2019).
50. T. Wang, L. Lv, L. Shi, B. Tong, X. Zhang, Plasma Process. Polymers 17, e2000034 (2020).
51. Y.S. Kornbluth, R.H. Mathews, L. Parameswaran, L.M. Racz, L.F. Velásquez-García. J. Phys. Appl. Phys. 51, 165603 (2018).
52. J.H. Kim, M.Y. Kim, J.C. Knowles, S. Choi, H. Kan, S.H. Park, S.M. Park, H.W. Kim, J.T. Park, J.H. Lee, H.H. Lee, Dental Mater. 36, 945(2020).
53. E.K. Park, J.Y. Lim, I.S. Yun, J.S. Kim, S.H. Woo, D.S. Kim, K.W. Shim, J. Craniofac. Surg. 27, 943 (2016).
54. J. Imanishi, P.F.M. Choong. Int. J. Surg. Case Rep. 10, 83 (2015).
55. J.L. Aranda, M.F. Jiménez, M. Rodríguez, G. Varela, Eur. J. Cardiothorac. Surg. 48, 92 (2015).
56. R.J. Mobbs, M. Coughlan, R. Thompson, C.E. Sutterlin, K. Phan, J. Neurosurg. Spine 26, 513 (2017).
57. L.E. Murr, S.M. Gaytan, E. Martinez, F. Medina, R.B.J. Wicker. Int. J. Biomater. 2012, 245727 (2012).
58. R.A. Hsu, J.K. Ellington, Foot Ankle Spec. 8, 483 (2015).
59. T.J. Dekker, J.R. Steele, A.E. Federer, K.S. Hamid, S.B. Adams, Foot Ankle Int. 39, 916 (2018).
60. V. Finazzi, A.G. Demir, C.A. Biff, F. Migliavacca, L. Petrini, B. Previtali, J. Manuf. Process. 55, 161 (2020).
61. F.A. Shah, O. Omar, F. Suska, A. Snis, A. Matic, L. Emanuelsson, B. Norlindh, J. Lausmaa, P. Thomsen, A. Palmquist, Acta Biomater. 36, 296 (2016).
62. S.C. Kim, W.L. Jo, Y.S. Kim, S.Y. Kwon, Y.S. Cho, Y.W. Lim. Tissue Eng. Regen. Med.16, 11 (2019).
63. R. Wauthle, J. Van der Stok, S.A. Yavari, J. Van Humbeeck, J.P. Kruth, A.A. Zadpoor, H. Weinans, M. Mulier, J. Schrooten, Acta Biomater. 14, 217 (2015).
64. Y. Guo, K. Xie, W. Jiang, L. Wang, G. Li, S. Zhao, W. Wu, Y. Haoet ACS Biomater. Sci. Eng. 5, 1123 (2019).
65. H.P. Tang, K. Yang, L. Jia, W.W. He, L. Yang, X.Z. Zhang. JOM 72, 1016 (2020).
66. G.K. Meenashisundaram, N. Wang, S. Maskomani, S. Lu, S.K. Anantharajan, S. Thameem Dheen, S.M.L. Nai, J.Y.H. Fuh, J. Wei, Mater. Sci. Eng. 108, 110478 (2020).
67. S. Dutta, K.B. Devi, M. Roy, Adv. Powder Technol. 28, 3204 (2017).
68. N. Kleger, M. Cihova, K. Masania, A.R. Studart, J.F. Löffler, Adv. Mater. 31, 1903783 (2019).
69. D. Carluccio, C. Xu, J. Venezuela, Y. Cao, D. Kent, M. Bermingham, A. Gökhan Demir, B. Previtali, Q. Ye, M. Dargusch, Acta Biomater. 103, 346 (2020).
70. D. Hong, D.T Chou, O.I. Velikokhatnyi, A. Roy, B. Lee, I. Swink, I. Issaev, H. A Kuhn, P.N. Kumta, Acta Biomater. 45, 375 (2016).
71. Y. Li, H. Jahr, K. Lietaert, P. Pavanram, A. Yilmaz, L.I Fockaert, M.A. Leeflang, B. Pouran, Y. Gonzalez-Garcia, H. Weinans, J.M.C Mol, J. Zhou, A. A. Zadpoor, Acta Biomater. 77, 380 (2018).
72. C. Culmone, G. Smit, P. Breedveld. Addit. Manuf. 27, 461 (2019).
73. S. Banerjee. ACS Omega 5, 2041 (2020).
74. D.T. Snyder, C.J. Pulliam, Z. Ouyang, R.G. Cooks. Anal. Chem. 88, 2 (2016).
75. A. Sakes, K. Hovlan, G. Smit, J. Geraedts, P. Breedveld. J. Med. Devices 12, 011007 (2018).
76. D.I. Baila, C.V. Doicin, C.M. Cotrut, M.E. Ulmeanu, I.G. Ghionea, C.I. Tarba. Metalurgija 55, 663 (2016).
77. S. Nahata, O.B. Ozdoganlar. Procedia Manuf. 34, 772 (2019).
78. K. Leibrandt, P. Wisanuvej, G. Gras, J. Shang, C.A. Seneci, P. Giataganas, V. Vitiello, A. Darzi, G.Z. Yang, IEEE Robot. Autom. Lett. 2, 1704 (2017).
فناوری ساخت افزایشی فلزی: مروری برکاربرد های زیست پزشکی
گروه شیمی، واحد داراب، دانشگاه آزاد اسلامی، داراب، ایران
چكيده: چاپ سهبعدی فلزی یک روش ساخت لایه لایه است که برای ساخت مدل سه بعدی ساختارهای پیچیده استفاده می شود. این فناوری دارای روش ها، مواد و تجهیزات متعدد است و بسیاری از هزینههای مرتبط با فرآیندهای سنتی، تجهیزات و مهارتهای فلزکاری را کنار گذاشته تا با فرآیندی سادهتر و طراحی خلاقانه تر ساخت نمونه را انجام دهد. چاپ سهبعدی به عنوان ساخت افزایشی نیز شناخته شده است. ویژگیهای ساخت افزایشی عبارتند از سفارشی‌سازی چاپ، هزینه پایین برای تولید نمونه، ارتباط مستقیم با تصویربرداری سهبعدی و امکان تولید نمونه با موادی که زیست سازگار و زیست تخریبپذیر هستند. چاپ سهبعدی در پیشرفت علوم زیست پزشکی بسیار موثر بوده و برای طیف گسترده ای از کاربردهای پزشکی از جمله ساخت انواع ایمپلنتهای زیست سازگار با پاسخ مکانیکی مناسب، داربست های زیست تخریب پذیر با سرعت تخریب مهندسی شده، ابزارهای جراحی پزشکی، ابزارهای دندانپزشکی و تجهیزات پزشکی مناسب هستند. این مقاله به بررسی چاپ سهبعدی فلزی، مواد اولیه و روش های مرتبط با آن و کاربردهای زیست پزشکی این فناوری میپردازد. واژگان کلیدی: ساخت افزایشی فلزی، چاپ سهبعدی فلزی زیست سازگار، چاپ سهبعدی فلزی زیست تخریب پذیر، کاربردهای زیست پزشکی.
|
esmaielzadehsheida@yahoo.com
1- مقدمه
ساخت افزایشی1 نوعی تولید دیجیتال است که می تواند قطعات طراحی شده رایانه ای را به وسیله چاپگرهای سه بعدی از فضای مجازی به دنیای فیزیکی منتقل کند. این روش، بر خلاف تولید سنتی که یک روش کاهشی است و با حذف مواد از ماده اولیه سازه جدید ساخته میشود. در این روش ﺑﺎ اﺿﺎﻓﻪ شدن ﻻﻳﻪﻫﺎي ﻣﺘﻮاﻟﻲ از ﻣﻮاد بر روی هم ﻳﻚ سازه شکیل میشود. در این روش ﻣﻮاد اولیه از ﺑﻴﻦ نمیرود و ﺿﺎﻳﻌﺎت بسیار کمی وجود دارد. با ساخت افزایشی دقت، سرعت، بکارگیری مواد گوناگون فلزی و غیرفلزی در تولید قطعات و نمونههای کم‌هزینه و با صرفه اقتصادی در اندازههای کوچک تا بزرگ، ساده تا پیچیده، یکپارچه تا چند بخشی و تک مادهای تا چند مادهای با ویژگی سفارشی سازی امکانپذیر است[1]. در ﺳﺎلﻫﺎی اﺧﯿﺮ اﺳﺘﻔﺎده از ﻓﻨﺎوری ساخت افزایشی در ﺣﻮزه ﭘﺰشکی ﺑﺎ ﻧﺎم ﭼﺎپ ﺳﻪﺑﻌﺪی زیستی پیشرفت زﯾﺎدی ﮐﺮده اﺳﺖ. ساخت افزایشی میتواند از دادههای رایج روشهای تصویربرداری پزشکی سهبعدی، نظیر توموگرافی کامپیوتری اشعه ایکس (CT) و تصویربرداری تشدید مغناطیسی (MRI) به طور مستقیم در مدلهای تولیدی خود استفاده کند. با استفاده از این فناوری در طراحی و ساخت داربستهای زیستی، ایمپلنتها، پروتزها، تجهیزات توانبخشی پزشکی شخصی‌سازی شده، ابزارهای دقیق الکترونیکی در حوزه پزشکی، وسایل و ابزارهای جراحی، طراحی و ساخت بافت مصنوعی یا اندامها در مهندسی بافت، ساخت دارو و کنترل مسیر رهایش دارو، زمان عمل و بستری شدن در بیمارستان و دوران نقاهت کاهش یافته و به طور کلی هزینههای درمانی، هم برای انسان و هم برای حیوانات در دامپزشکی کاهش مییابد[2].
از آنجایی که زیست پزشکی نیاز به سفارشی سازی و فناوریهای ساخت بسیار متفاوت دارد، نوع مواد اولیه در فناوریهای ساخت این حوزه نقش به سزایی دارند. در میان مواد اولیه آلی و معدنی، استفاده از فلزات برای دستیابی به عملکرد و دوام رضایت بخش همیشگی و ضروری میباشد. اگرچه از فلزات در پزشکی از دوران باستان استفاده شده است، در طول زمان، با پیشرفت علم مواد و استفاده از آلیاژهای فلزی مسیر استفاده از فلزات در علم پزشکی هموارتر گردیده است[3]. در دهه 1920، فولاد ضد زنگ (استنلس استیل SS316) با مقاومت بالا در برابر خوردگی مایعات بدن و سایر ویژگیها در ساخت ایمپلنت ها مورد استفاده قرار گرفتند. در دهه 1930، آلیاژهای کبالت-کروم که در ابتدا برای صنعت هوافضا ساخته شدند اولین بار در ایمپلنتهای پزشکی استفاده شدند[4]. این آلیاژها زیست سازگاری، مقاومت در برابر خوردگی و مقاومت به سایش بهتری نسبت بهSS316 داشتند[5]. ایمپلنت تیتانیم خالص در اواسط دهه 1950 معرفی شد و چند دهه بعد آلیاژهای تیتانیم با خواص مکانیکی بهتر مورد استفاده قرار گرفتند. در حال حاضر، فلزات و آلیاژهای گوناگون به طور گسترده در کاربردهای زیست پزشکی از ایمپلنت تا استنت های دریچههای قلب، دندانپزشکی، ابزارهای جراحی، داربست های زیستی و دستگاههای پزشکی آزمایشگاهی و ارتوپدی مورد استفاده قرار میگیرند. این مقاله مروری، به مواد اولیه فلزی، روش های چاپ و کاربردهای زیست پزشکی در ساخت افزایشی فلزی (از سال 2005 تا 2023 میلادی) میپردازد و تغییرات رو به رشد این فناوری را بیان می کند.
2- فلزات قابل چاپ در ساخت افزایشی با کاربرد زیست پزشکی
در این بخش مواد فلزی که بیشتر در کاربردهای پزشکی استفاده میشوند، خلاصه شده است. تیتانیم و آلیاژهای آن، آلیاژهای کروم- کبالت، فولاد ضدزنگ، تانتالیم، طلا، منیزیم، آلیاژهای گالیم و آهن با ویژگیها و کاربردهایشان در جدول 1 آورده شده است. هر ماده را میتوان از طریق یک یا چند روش ساخت افزایشی پردازش کرد (به بخش 3 مراجعه شود). رایجترین کاربرد زیست پزشکی فلزی، ایمپلنت های ارتوپدی با مواد مختلف هستند که محدودیت استفاده از مواد براساس الزامات بالینی در ساخت آنها وجود دارد. برخی از کاربردهای زیست پزشکی نیاز به یک ماده بی اثر (به عنوان مثال، آلیاژهای کبالت-کروم و طلا) دارند؛ برخی نیاز به پیوند با بافت میزبان دارند (تیتانیم و آلیاژهای آن) و برخی نیاز به رشد بافت و در نهایت حذف ایمپلنت دارند (آلیاژهای منیزیم و آهن). اکثر ایمپلنتهای مدرن از آلیاژهای کبالت-کروم و تیتانیم ساخته شدهاند[6]. نمونه های قابل کاشت فلزی باید زیست سازگاری، مقاومت در برابر خوردگی، استحکام ویژه بالا (یعنی مقاومت مکانیکی حداکثر با وزن حداقل)، استقامت بالا (حداکثر تنش متناوب که ماده میتواند بدون شکست خستگی برای تعداد معینی از چرخهها تجربه کند)، چقرمگی ضربه بالا (توانایی مواد برای جذب انرژی از طریق تغییر شکل دائمی بدون شکستگی) و سمیت کم داشته باشند. یک مسئله کلیدی در مورد ایمپلنتها سپر تنشی2 است. با استفاده از مادهای با سفتی نزدیک به قشر مغز استخوان مانند منیزیم یا با مهندسی تخلخل که سفتی ایمپلنت را کاهش میدهد میتوان سپر تنشی را کاهش داد.
۲-1- تیتانیم و آلیاژهای آن
از دهه 1970، تیتانیم و آلیاژهای آن به طور گسترده در ایمپلنتهای زیست پزشکی استفاده شده است. زیست سازگاری عالی، مقاومت در برابر خوردگی خوب و استحکام ویژه بالا از ویژگیهای این فلز است. خواص مکانیکی آلیاژهای تیتانیم به شدت تحت تاثیر ترکیب آنها قرار دارد؛ به استثنای مدول یانگ،
[1] Additive Manufacturing (AM)
[2] Stress shielding
جدول 1. فلزات مورد استفاده در کاربردهای زیست پزشکی
مواد | ویژگی | کاربرد |
استخوان اسفنجی1 | 8/23-6/13E (GPa) = σUS (MPa) = 68-156 1/3-1/1εMAX (%) = ρ (g/cm3) = 1/73-2/10 | اسکلت طبیعی |
تیتانیم خالص تجاری(Ti CP-) | 105E (GPa) = σUS (MPa) = 240-550 15-241εMAX (%) = ρ (g/cm3) = 4/54 | باتری ضربان ساز، محفظه برای دستگاههای کمکی بطنی، پمپهای تزریق داروی قابل کاشت، ایمپلنت های دندانی، فک و صورت، ایمپلنت های جمجمه ای، پیچ و لوازم اصلی برای جراحی ستون فقرات |
تیتانیم 64 (Ti-64) | 110-114E (GPa) = σUS (MPa) = 895-930 εMAX (%) = 6-10 ρ (g/cm3) = 4/50-4/20 | ایمپلنت های باربر |
کبالت- کروم(Co-Cr) | 250-220E (GPa) = σUS (MPa) = 600-2280 εMAX (%) = 8-28 ρ (g/cm3) = 8/270-9/20 | ایمپلنت های باربر، قطعات ثابت نگهدارنده شکستگی |
فولاد ضد زنگ(L 316SS) | 205-189E (GPa) = σUS (MPa) = 490-1731 εMAX (%) = 12-52 ρ (g/cm3) = 7/90-8/10 | ایمپلنتهای با کاربردکوتاه مدت، ساقه استخوان ران، آنژوکت، تریهای قالب گیری دندان، سوزنهای زیرپوستی، بخار ضدعفونی کنندهها، فیلترها |
تانتالیم (Ta) | 191-186E (GPa) = σUS (MPa) = 205-480 εMAX (%) = 1-30 ρ (g/cm3) = 16/69 | گیره عروقی، مارکرهای استخوان رادیوگرافی، ترمیم اعصاب، ترمیم نقص جمجمه، گرافت/داربست، لگن و زانو، سیم برای بخیه پوست، منگنه برای جراحی شکم، برق خازنها |
طلا (Au) | 80E (GPa) = σUS (MPa) = 180-200 εMAX (%) = 4-50 ρ (g/cm3) = 19/30 | ایمپلنت و پرکنندههای دندان، سیم فیکسر و پشتیبانی کنندهها، پروتز چشمی، استنت درون رگی، ترکیبات تزریقی محلول برای تسکین آرتریت روماتوئید، دارورسانی نانوذرات |
آلیاژهای منیزیم (Mg) | 45-10E (GPa) = σUS (MPa) = 90-280 εMAX (%) = 3-30 ρ (g/cm3) = 1/70-2/00 | ایمپلنت های زیست تخریب پذیر، مهندسی بافت |
آلیاژهای گالیم (Ga) | موجود نیستE (GPa) = موجود نیست σUS (MPa) = موجود نیست εMAX (%) = ρ (g/cm3) = 5/91-6/36 | الکترونیک انعطاف پذیر، الکترودهای تزریقی، ترمیم عصب |
آلیاژهای آهن (Fe) | 215-188E (GPa) = σUS (MPa) = 357-412 εMAX (%) = 9-15 ρ (g/cm3) = 7/48-7/78 | ایمپلنت های زیست تخریب پذیر، مهندسی بافت |
مدول یانگ E (GPa)، استحکام σUS (MPa)، حداکثر کشش εMAX (%)، چگالی جرمی ρ (g/cm3
[1] Cortical bone
که نزدیک به ثابت خود باقی می‌ماند[7].
رایجترین مواد مبتنی بر تیتانیم که امروزه در کاربردهای زیست پزشکی استفاده میشود، تیتانیم خالص تجاری (CP-Ti) و آلیاژ تیتانیم (Ti-64) Ti6Al4V است. CP-Ti یک آلیاژ نسبتا ضعیف از نوع α است که عملیات حرارتی را تحمل نمی کند. در نتیجه، CP-Ti در کاربردهای غیر باربر و مقاوم در برابر خوردگی، مانند باتری ضربانساز، پمپ های تزریق دارو، و ایمپلنتهای دندانی استفاده میشود. از طرف دیگر، مقاومت مکانیکی Ti-64 با گرما تا 50 درصد قابل افزایش است بدون آنکه تأثیر قابل توجهی بر مدول یانگ آن داشته باشد. به همین دلیل در ساخت نمونههای باربر، مانند صفحات ثابت کننده شکستگی، ساقه استخوان ران، بستها، سیمها و پیچهای مورد استفاده در پزشکی استفاده می شود[8].
آلیاژ Ti-64 اگر دارای ناخالصی های کمی از اکسیژن، نیتروژن، کربن و آهن باشد به آن Ti-64-ELI گویند و دارای شکل پذیری بهتر و چقرمگی شکست بهتر با کمی کاهش استحکام می شود. از این آلیاژ در ساخت صفحات استخوانی و ساخت مفصل ران مصنوعی استفاده میشود[9].
اندازه ذرات آلیاژهای تیتانیم را میتوان تغییر داد. ذرات کوچکتر، تعداد اتم‌های کمتر و انرژی سطحی بالاتر دارند و باعث افزایش انسجام استخوانی میشوند. آلیاژهای CP-Ti و Ti-64 با ذرات بسیار کوچک در محدوده میکرومتر تا نانومتر چسبندگی بالایی در سلولهای عروقی و استخوانی در مقایسه با Ti-64 معمولی نشان دادهاند[10]. CP-Ti و Ti-64 به طور خودبهخود یک لایه غیرفعال از تیتانیم دی اکسید را تشکیل میدهند که حاوی یون هیدروکسید است. یونهایی که با ترکیبات معدنی استخوان واکنش نشان میدهند و استئواینتگراسیون1 را تقویت میکنند. با اينكه برای ساخت 50 درصد ایمپلنتهای زیست پزشکی از Ti-64 استفاده میشود، از آن جایی که این آلیاژ حاوی مقداری آلومینیم و وانادیم است که سمی می باشند نگرانی در استفاد ه از آلیاژ Ti-64 وجود دارد. در نتیجه، توسعه آلیاژهای تیتانیم بدون آلومینیم و وانادیم برای کاربردهای ایمپلنت مورد بررسی هستند[11]. همچنین، CP-Ti و Ti-64 بسیار سفتتر از استخوان انسان هستند و باعث سپر تنشی میشوند. از مزایای کلیدی مواد ساخته شده از تیتانیم در چاپ سهبعدی، ساخت نمونه بدون نیاز به فرآیندهای شیمیایی و تولید یک ساختار متخلخل مهندسی شده مطابق با سختی استخوان طبیعی است؛ این تخلخل، رشد سلول های استخوانی را افزایش میدهد و یک قفل پیچشی قوی بین استخوان و ایمپلنت ایجاد میکند که میزان موفقیت ایمپلنت را بهبود میبخشد. همچنین نشان داده شده است که تیتانیم نسبت بهSS316L زیست سازگارتر است[12 و 13].
2-2- کبالت-کروم
آلیاژهای Co-Cr از دهه 1930 در ایمپلنتهای پزشکی استفاده شدهاند[4]. این آلیاژها نسبت به SS مقاومت بیشتری در برابر خوردگی داشته و مقاومت به سایش بالاتری دارند. کروم هنگامی که در محیط بدن انسان قرار میگیرد، یک لایه محافظ Cr2O3 تشکیل میدهد که باعث زیست سازگاری عالی میگردد. آلیاژهای Co-Cr اغلب در ایمپلنتهای دائمی و باربر در پزشکی و دندانپزشکی استفاده میشوند. ایمپلنتهای دندانی با ساختار کاملا مشابه با استخوان آلوئول2 توسط چاپ سهبعدی از آلیاژ Co-Cr ساخته شده است. علاوه بر این، Co-Cr برای ایمپلنتهای دندانی به دلیل هزینه کمتر، خواص مکانیکی بهتر و توانایی حفظ استحکام در هنگامی که برای روکش به سطوح دندان متصل میشوند بر طلا ترجیح داده میشوند. با این حال، طول عمر نمونههای ساخته شده از آلیاژ Co-Cr هنوز به طور کامل شناخته نشده است[14].
کبالت یک عنصر کمیاب ضروری است که در سلولهای قرمز خون انسان یافت میشود و به عنوان یک ماده تشکیل دهنده ویتامین B12 است؛ با این حال، در غلظتهای بالا سمی است. ایمپلنتهای Co-Cr ذرات فلزی کبالت آزاد میکنند که در برخی بیماران میتواند باعث آسیب شدید به بافت مجاور شود[8]. به ویژه، ایمپلنتهای Co-Cr-Mo یونهای کبالت و کروم در خون آزاد میکنند[15]. علاوه بر سمیت کبالت، گزارش شده است که در برخی از بیماران دارای پروتزهای مفصل ران Co-Cr، 4 تا 5 سال پس از کاشت واکنشهای نامطلوب در بدنشان ایجاد شده است[16]. افزودن فسفید کلسیم به پروتز و پردازش لیزری آلیاژ میتواند باعث کاهش سرعت فرآیند آزادسازی یونهای فلزی این آلیاژ گردد[17].
3-2- فولاد ضد زنگ
آلیاژهای فولاد ضد زنگ (SS) همان آلیاژهای آهن با حداقل 11 درصد کروم و مقداری نیکل هستند. خواص مکانیکی این آلیاژ را میتوان از طریق دوپینگ و عملیات حرارتی کنترل کرد. آلیاژهای SS را میتوان بسته به ریزساختارشان به چهار خانواده مارتنسیتیک، فریتیک، آستنیتیک و آستنیتی به علاوه فریت طبقه بندی کرد[18]. اکثر کاربردهای زیست پزشکی از SS آستنیتیک با نام تجاریL 316SS میباشد که به دلیل در دسترس بودن، هزینه پایین، سهولت ساخت و زیست سازگاری این آلیاژ میباشد. مانند آلیاژهای Co-Cr، کروم یک لایه اکسید نازک محافظ روی سطح SS ایجاد میکند. افزودن نیکل به SS منجر به ریزساختار آستنیتیک در دمای اتاق میشود. اما نیکل سمی است و اگر به دلیل خوردگی، یونهای آن آزاد شده و در بدن منتشر شود مشکلات جدی برای سلامتی به وجود میآید[19]. با افزودن عناصر آلیاژی مانند مولیبدن میتوان سرعت خوردگی آلیاژهای SS را کاهش داد. همچنین میتوان نیکل را با نیتروژن جایگزین کرد، که علاوه بر تسهیل در ساخت ریزساختار آستنیتیکی در دمای اتاق، استحکام مکانیکی آلیاژ افزایش مییابد. SS بدون واکنش جانبی نیست و بطور آهسته واکنش میدهد. بنابراین، L 316SS در ایمپلنتهای دائمی استفاده نمی‌شود، زیرا به دلیل تماس مداوم با قسمت داخلی بدن، دچار سوراخ شدن ناشی از خوردگی و ترک خوردگی ناشی از تنش میشود. مقاومت در برابر سایشL 316SS نسبتا ضعیف است که منجر به ایجاد آلودگی در اطراف ایمپلنت میشود.L 316SS به طور گسترده در ابزارهای جراحی و در ایمپلنتهای ارزان قیمت با طول عمر کوتاه (ماه تا سال) استفاده میشود. همچنین، از SS بدون نیکل و دارای نیتروژن زیاد در پروتزهای دائمی مفصل ران استفاده میشود[8].
4-2- تانتالیم
تانتالیم (Ta) از دهه 1940 در زیست پزشکی استفاده شده است. تانتالیم پایداری شیمیایی خوبی دارد و تقریباً مقاومت خوردگی آن به اندازه شیشه است. علاوه بر این، تانتالیم زیست سازگاری و مقاومت در برابر خستگی بهتری نسبت به تیتانیم دارد و از رشد استخوانی بهتر پشتیبانی میکند[6]. تانتالیم یک لایه محافظ Ta2O5 تولید میکند که باعث میشود ایمپلنتها از واکنش با مایعات بدن مصون بمانند. تانتالیم در گیرههای عروقی، نشانگرهای استخوانی رادیوگرافی، مواد ترمیم کننده اعصاب، مواد ترمیم کننده عیوب جمجمه، گرافتها و داربستها، ایمپلنتهای لگن و زانو، سیم (نخ) برای بخیه پوست، منگنه برای جراحی شکم و قطعات الکترونیکی کاشتنی استفاده میشوند[6 و 8]. خازنهای تانتالیم فوق العاده قابل اعتماد هستند و بنابراین در تجهیزات الکترونیکی پزشکی قابل کاشت مانند سمعک، محرک‌های عصبی، پمپهای انسولین و دستگاه الکتروشوک قلبی3 استفاده می شود. با وجود این کاربرد گسترده، ماشینکاری یا ذوب تانتالیم بسیار دشوار است و بیش از پنج برابر گرانتر از آلیاژهای SS و تیتانیم است. به همین دلیل، کاربردهای زیست پزشکی این فلز محدود است و معمولاً فقط به صورت پوششی از این ماده استفاده میشود؛ به عنوان مثال ایمپلنتهای تیتانیم با پوشش تانتالیم[20] و پوشش اسکلت‌های فوم کربنی[21].
5-2- طلا
طلا (Au) به دلیل مقاومت شیمیایی عالی، انعکاس مادون قرمز زیاد، چکشخواری، شکلپذیری، رسانایی الکتریکی و هدایت حرارتی، به طور گسترده در مهندسی پزشکی استفاده میشود. طلا بسیار گران قیمت است، با وجود این کالاهای آبکاری شده زیادی با این فلز وجود دارد. عناصری مانند مس، نقره، پلاتین، پالادیم و روی اغلب به طلا اضافه میشوند تا استحکام آن افزایش یابد. طلا مقاومت بسیار خوبی در برش و کشیدن دارد به همین دلیل برای روکشها و بریجهای دندانی مناسب است و به دلیل شکلپذیری طلا نزدیکی فاصله بین دندانها با ایمپلنت تضمین میشود[22]. با فرآیندهای حرارتی، استحکام ریزساختار آلیاژهای طلا افزایش مییابد؛ طلا در دندانپزشکی ترمیمی برای ایمپلنتها و بریدگی‌ها، سیم‌های طلایی و ساپورت‌ها استفاده میشود[23]؛ در پروتزهای چشمی به ویژه برای جراحی کاشت پلک فوقانی[22]، در استنت های اندوواسکولار[22]، به عنوان ترکیبات تزریقی محلول برای کاهش آرتریت روماتوئید، و در درمان/جلوگیری از عفونتهای باکتریایی[24] کاربرد دارد. ایمپلنتهای طلایی اگر به درستی نصب شوند، بیشترین دوام را دارند. نانوذرات طلا خواص فیزیکی و شیمیایی متفاوتی نسبت به ذرات طلا از خود نشان میدهند زیرا نسبت سطح به حجم زیاد آنها باعث واکنشپذیری بیشتر آنها میشود. در نتیجه، طیف وسیعی از نانوذرات طلای عامل دار شده برای کاربردهای درمانی و تشخیصی مورد بررسی قرار گرفتهاند[25].
6-2- منیزیم و آلیاژهای آن
منیزیم (Mg) در بسیاری از واکنشهای بیوشیمیایی از جمله متابولیسم انرژی و سنتز پروتئین شرکت میکند. آلیاژهای منیزیم زیست تخریبپذیر هستند. ایمپلنتهای منیزیمی ساختارهای موقتی هستند که رشد بافت واقعی را ارتقا میدهند و تا زمانی که بافت جدید جایگزین ایمپلنت شود باقیمانده و سپس بدن آنها را جذب میکند. در حالی که ایمپلنتهای Ti، Co-Cr و SS تجزیه پذیر نیستند و ایمپلنت یا قطعات ساخته شده با آنها باید با جراحی برداشته شده یا تنظیم شوند[6]. منیزیم سازگاری زیست مکانیکی عالی با استخوان انسان دارد و این به دلیل چگالی جرمی و مدول یانگ مشابه با استخوان است که از سپر تنشی جلوگیری میکند. همچنین منیزیم دارای خواص منحصر به فرد تقویت کننده استخوان است. آزادسازی یونهای منیزیم باعث تحریک تشکیل استخوان در ناحیه سطح استخوان4 میشود[26]. منیزیم همچنین میتواند با عناصر دیگر آلیاژ شود تا خواص آن تغییر کند. به عنوان مثال، در آلیاژهای Mg-Mn مقاومت در برابر خوردگی بهبود یافته است. آلیاژهای Mg-Zn و Mg-Cu دارای استحکام بالاتری هستند و آلیاژهای Mg-Al ترکیب خوبی از خواص مکانیکی و مقاومت در برابر خوردگی دارند[8]. استفاده از آلیاژهای منیزیم در ایمپلنتها چالشهای متعددی از جمله عفونت و تولید حباب هیدروژن را دارند. منیزیم قابل اشتعال است و بنابراین برای استفاده در چاپ سهبعدی به فضای بی اثر/خلاء نیاز دارد. قطعات منیزیم را نیز میتوان با استفاده از داربستهای چاپی تولید کرد[20].
7-2- آلیاژهای گالیم
گالیم (Ga) و آلیاژهای آن مواد زیستسازگاری هستند که در نزدیکی دمای اتاق مایع هستند. ترکیبات Ga ضدالتهاب، ضدمیکروب و محافظ سیستم ایمنی در مدلهای حیوانی و بیماریهای انسانی گزارش شدهاند. آلیاژهای معروف گالیم عبارتند از گالینستان5 (گالیم، ایندیم و قلع) و یوتکتیک گالیم ایندیم (EGaIn). گالیم و آلیاژهای آن دمای ذوب زیر 30 درجه سانتیگراد، رسانایی الکتریکی بالا، ویسکوزیته شبیه به آب و بیش از 15 برابر هدایت حرارتی بیشتر نسبت به آب دارند[27 و 28]. در آلیاژ گالیم، بخش زیادی از گالیم اکسید میشود و یک لایه محافظ ایجاد میکند؛ لایهای که میتوان آن را با محلول اسیدی یا قلیایی جدا کرد. آلیاژهای گالیم میتوانند در بسیاری از کاربردهای زیست پزشکی که استفاده از فلزات جامد برای آنها مناسب نیستند، از جمله درمان تومور آمبولیزاسیون (رگ بندی) عروقی[28]، اتصال مجدد عصبی و برقراری اتصال انعطاف پذیر مورد استفاده باشند[29و30]. علاوه بر این، نانوذرات آلیاژ گالیم را میتوان با کمپلکس تیولات فلزی عامل دار کرد و بنابراین در دارورسانی استفاده کرد[28]. آلیاژهای گالیم با خاصیت خود ترمیمکنندگی در آنتنها و الکترودها با کاربردهای زیست پزشکی استفاده میشوند. به عنوان مثال، زمانی که یک کانال پر شده با یک آلیاژ گالیم بریده میشود، آلیاژ یک اکسید محافظ در محل برش تولید میکند که از عقب نشینی فلز مایع به داخل کانال یا چکیدن به خارج جلوگیری میکند؛ اگر دو قسمت بریده شده دوباره وصل شوند، مایع فلزی در نهایت به هم میپیوندد و هدایت الکتریکی دوباره برقرار میشود. اگر کانال از یک پلیمر خود ترمیم شونده ساخته شده باشد، کانال نیز به صورت مکانیکی ترمیم میشود[31].
8-2- آهن و آلیاژهای آن
آهن عنصر کمیاب ضروری در تمام موجودات زنده است. آهن در پروتئینهای هموگلوبین و میوگلوبین (برای انتقال اکسیژن مورد نیاز به بافتها) و سایر آنزیمها و پروتئینهای متابولیکی وجود دارد. با این حال، آهن در غلظتهای بالا سمی است. مواد بر پایه آهن یک انتخاب امیدوارکننده برای ایمپلنتهای زیست تخریب پذیر هستند که ناشی از خواص مکانیکی و زیست تخریب پذیری این فلز است. یونهای آهن آزاد شده در طی تجزیه متابولیزه میشوند و انباشته نمیشوند. در میان فلزات خالص زیست تخریب پذیر، آهن بیشترین استحکام و مدول الاستیک را دارد که بسیار بالاتر از قشر استخوان انسان است. علاوه بر این، تجزیه آهن خالص در محیطهای فیزیولوژیکی کندتر از آن است که در بدن انسان برای ایمپلنت زیست تخریب پذیر انجام میشود[32]. تلاشهای پژوهشی زیادی در توسعه ساختارهای متخلخل ساخته شده از آهن و ترکیبات مبتنی بر آهن به جای استفاده از آهن جامد و خالص متمرکز شده است تا سپر تنشی به حداقل رسانده شده و سرعت تخریب و تجزیه آن افزایش یابد، با این هدف که با استفاده از این ترکیبات رشد بافت اصلی بدن بهبود یابد. آلیاژهای آهن مانند Fe-Mn، Fe-Mn-Ca و Fe-Mn-Mg برای ساخت ایمپلنتهای زیست تخریب پذیر مورد بررسی قرار گرفتهاند که در آنها تخلخل بین 35 تا 53 درصد کاهش یافته است[6 و 32].
3- فناوریهای چاپ سهبعدی فلزی
چاپ سهبعدی فلزی در مرز تقاطع فناوریهای پردازش اطلاعات و فلز قرار دارد و بسیاری از هزینههای مرتبط با فرآیندهای سنتی، تجهیزات و مهارتهای فلزکاری را رها کرده تا ساختی سهبعدی با فرآیندی سادهتر، آزادی در طراحی بیشتر و شبیه سازی منطبقتر بر واقعیت را انجام دهد. این بخش روشهای ساخت افزایشی را با توجه به قابلیت مواد اولیه قابل چاپ به نمونههای یکپارچه ارائه میدهد. روش های ساخت افزایشی فلزی به دو دسته تقسیم می شوند. الف) تبدیل انتخابی مواد اولیه پودری توده(بالک) به یک جسم جامد با استفاده از نور، الکترون یا چسب (ب) تبدیل مستقیم مایع/خمیر، فیلامنت/سیم توسط عوامل یکپارچه کننده، یعنی نور، الکترون، پلاسما، گرما به سازه(شکل 1)[33]. در ساخت افزایشی این قابلیت وجود دارد که نمونه های چاپ شده با چاپ سهبعدی با استفاده از وکسلهایی که معمولاً شش مرتبه یا بیشتر کوچکتر از مقیاس حجم هستند، گسسته میشوند. در نتیجه، ایجاد ساختارهای متخلخل با توجه با ساختار هندسی شکل از طریق حذف مواد اولیه فرآوری نشده از طریق ساخت افزایشی امکانپذیر است. به همین دلیل سفتی موثر ایمپلنتهای زیست‌پزشکی چاپ سهبعدی را میتوان به گونهای تنظیم کرد که با استخوان‌ها مطابقت داشته باشد و از سپر تنشی جلوگیری کرد و رشد بافت را تقویت نمود[6 و 8].
1-3- روشهای چاپ سهبعدی فلزی با مواد اولیه توده
مواد اولیه پودر فلزی را میتوان به صورت انتخابی با استفاده از نور، الکترون ها یا چسب به عنوان یک ماده یکپارچه در یک جسم ترکیب کرد در این روش پودر فرآوری نشده را می توان بازیافت کرد که باعث کاهش ضایعات میشود. در این روش معمولاً سازهها فقط با استفاده از یک ماده ساخته میشوند[33 و 34].
1-3- 1- همجوشی بستر پودری
همجوشی بستر پودری6 (PBF) محبوبترین روش چاپ سهبعدی فلزی است(شکل 1الف). ﻫﻤﻪي ﻣﺮاﺣﻞ ساخت در این روش در یک ﻣﺤﻔﻈﻪ بسته و ﭘﺮ ﺷﺪه ﺑﺎ ﮔﺎز ﻧﻴﺘﺮوژن ﺑﺮاي ﺑﻪ ﺣﺪاﻗﻞ رﺳﺎﻧﺪن اکسایش اﻧﺠﺎم ﻣﻲﺷﻮد. یک پرتو الکترونی پر انرژی یا ﭘﺮﺗﻮ ﻟﻴﺰر CO2 برای ذوب کردن بر روي ﺑﺴﺘﺮ ﭘﻮدر متمرکز ﻣﻲﺷﻮد. ذرات ﭘﻮدر در اﺛﺮ ﺑﺮﺧﻮرد ﭘﺮﺗﻮ ﻟﻴﺰر ذوب ﺷﺪه و بر اساس مدل سهبعدی تعریف شده نرم افزاری، ﺑﺎ اﻳﺠﺎد ﻳﻚ ﺳﺎﺧﺘﺎر ﺳﻪﺑﻌﺪي ﺟﺎﻣﺪ ﺑﻪ
شکل 1. شکل شماتیک روش های چاپ سه بعدی (الف) همجوشی بستر پودری (PBF)، (ب) تزریق چسب (BMJ). (ج) توزیع مستقیم انرژی (DED)، (د) ساخت فیلامنت ذوبی (FFF)، (ه) چاپ مستقیم جوهر (DIW)، (ن) کندوپاش میکروپلاسما (μPS)[35].
ﻳﻜﺪﻳﮕﺮ متصل میشوند. ﺑﻪ اﻳﻦ ﺗﺮﺗﻴﺐ اوﻟﻴﻦ ﻻﻳﻪ ﺷﻜﻞ میﮔﻴﺮد. سپس یک ﻻﻳﻪ ﺟﺪﻳﺪ از ﭘﻮدر توسط تیغه یا غلتک دستگاه بر روی لایه جامد تشکیل شده قبل ﻗﺮار داده ﻣﻲﺷﻮد. ﭘﺮﺗﻮ ﻟﻴﺰر به طور انتخابی ﻣﻘﻄﻊ ﺟﺪﻳﺪ را اﺳﻜﻦ و بخشی از پودر را ذوب کرده تا ﻻﻳﻪ ﺑﻌﺪي را اﻳﺠﺎد ﻛﻨﺪ، اﻳﻦ ﻻﻳﻪ، ﺑﻪ ﻻﻳﻪ ﻗﺒﻠﻲ ﻣﺘﺼﻞ ﻣﻲﮔﺮدد. این روﻧﺪ ﺗﺎ ﺷﻜﻞﮔﻴﺮي ﻫﻤﻪ ﻻﻳﻪﻫﺎ و ﻛﺎﻣﻞ ﺷﺪن ﻗﻄﻌﻪ ﺗﻜﺮار ﻣﻲﺷﻮد. تفجوشي مستقیم فلزات با لیزر7 (DMLS) و ذوب انتخابی با لیزر8 (SLM) زیر مجموعههای همجوشی بستر پودری هستند که برای پردازش 100-20 میکرومتری ذرات پودری استفاده میشوند. تنوع در مواد اولیه پودری، سهولت حذف مواد اضافی، استحکام بالا، وضوح زیاد، ساخت قطعات کوچک، عدم نیاز به ساپورت در هنگام چاپ نمونه و قابلیت ساخت ساختارهای پیچیده از ویژگیهای مفید این روش است. آهسته و زمانبر بودن فرآیند ساخت، هزینه بالا، تخلخل زیاد هنگام استفاده از اتصال دهنده، نیاز به پردازش بخاطر زبری دانهها، وابستگی به اندازه ذرات پودر، محدودیت در اندازه نمونه ساخت و محدود شدن به مواد پودری فلزی را می توان از معایب این روش بر شمرد[33].
1-3- 2- تزریق چسب
تکنیک تزریق چسب(BMJ) 9 توسط ساکس و سیما در سال 1993 ارائه شد. سپس شرکت ExOne در سال 1999 این روش را تجاری کرد[33]. در اوایل دهه 2010، چندین شرکت، از شرکت‌های نوپا گرفته تا شرکت‌های بزرگ و با سابقه، ساخت دستگاه BMJ را به بازار معرفی کردند BMJ .یک فرآیند دو مرحله ای شامل همجوشی و تجمیع در چاپ است. در مرحله اول (شکل 1ب)، تزریق اتصال دهنده (دوغاب آب و پلیمر) در دمای اتاق به مناطقی از لایه پودری انجام میشود که بخشی از سازه ساخته شده خواهد شد. در طول خشک شدن، آب تبخیر میشود و پلیمر ذرات پودر را به هم اتصال می دهد. لایههای پودر به صورت متوالی از طریق یک غلتک یا تیغه، مانند سیستم های PBF رسوب میکنند. پس از اتمام مرحله اول، نمونه چاپ شده، حرارت داده میشود تا مقاومت مکانیکی آن افزایش یابد. همانند سیستم هایPBF، پودر فرآوری نشده را میتوان بازیافت کرد. از آنجایی که محیط همجوشی همگن است، قطعات چاپ شده با روش BMJ دارای ساختار یکنواخت هستند و خواص مکانیکی خوبی را نشان میدهند. روش BMJ مزایایی نسبت به روش PBF دارد. (الف) در روش BMJ مراحل پخت و جامد شدن از هم منفک هستند و این باعث از بین رفتن مشکلات ایجاد تنش در قطعه چاپ شده میگردد. (ب) روش BMJ دقیقتر از روش PBF است؛ هم به دلیل پخت ملایم تر و هم به دلیل اینکه اتصال دهنده(بایندر) از طریق یک مخزن جوهر افشان با پیکسل های حدود 35 میکرومتری تامین میشود، در حالیکه این مقیاس، 100 میکرومتر در سیستمهای PBF است. (ج) دستگاه های BMJ ارزان‌تر هستند، زیرا برای چاپ نیازی به لیزر یا پرتوهای الکترونی با انرژی بالا ندارند. (د) سیستم های BMJ معمولا سریعتر هستند. با این حال، تخلخل یک موضوع اصلی نگرانکننده در قطعات چاپ شده با BMJ است. زیرا این تکنیک اساساً یک فرآیند متالورژی پودر است. با کاهش تخلخل در نمونه چاپ شده میتوان به طور قابل توجهی خواص مکانیکی را بهبود بخشید .
مورفولوژی و چگالی قطعات چاپ شده با BMJ تحت تأثیر اندازه ذرات پودر، ضخامت لایه، غلظت اتصال دهنده، چگالی لایهبندی و عملیات حرارتی است. پودر ریزتر باعث افزایش چگالی قطعه و بهبود وضوح قطعه میشود. لایههای ضخیمتر مدت زمان پردازش را کاهش و تخلخل را افزایش میدهند. غلظت زیاد اتصال دهنده باعث افزایش شکست در طول فرسودگی بایندر میشود و غلظت کم اتصال دهنده پایداری مکانیکی را کاهش میدهد. در بازار تجاری نمونههای کاربردی زیست پزشکی از موادی مانندTi-64 ، SS316L، Co-Cr، و CP-Ti به روش BMJ چاپ شده است. پژوهشهایی بر اساس چاپ نمونه با این روش از منیزیم و آلیاژهای آهن نیز گزارش شده است[35].
2-3- روشهای چاپ سهبعدی فلزی با ترکیب مستقیم مواد اولیه
روشهای چاپ سهبعدی فلزی وجود دارد که مواد اولیه بطور مستقیم به کمک عوامل یکپارچه‌کننده (نور، الکترون، گرما، بایندر یا پلاسما) استفاده میشوند. این روش‌ها برخی از معایب روشهای چاپ سهبعدی فلزی توده که قبل آورده شد را ندارند. به طور خاص، (الف) آنها میتوانند یک نمونه چند مادهای را به طور یکپارچه چاپ کنند. (ب) قطعات چاپ شده در مواد اولیه فرآوری نشده قرار ندارند. (ج) مواد اولیه مورد نیاز برای چاپ یک قطعه به حداقل رسانده شده است[35].
2-3- 1- توزیع مستقیم انرژی
توزیع مستقیم انرژی(DED) 10 رایجترین روش چاپ سهبعدی فلزی است که در آن یک پرتو لیزر انتخابی مواد اولیه را ذوب کرده و این مواد اولیه ذوب شده به هم متصل ميشوند. در این روش از پودر استفاده نميشود و برای ذوب مواد اولیه به انرژی بالایی نیاز است(شکل 1ج).
محصولات چاپ شده با DED اغلب تنش بیشتری نسبت به نمونههای چاپ شده با PBF دارند و این به دلیل عدم وجود یک محیط خنک کننده مانند پودر واکنش نداده در محیط چاپ است. برای حل این مشکل پیشنهاداتی ارائه شده است: (الف) بهینه سازی طراحی؛ به عنوان مثال طراحی سطوح در ابعاد کوچک، (ب) چرخش لایه به لایه، (ج) بازپخت حرارتی پس از چاپ. با روش DED میتوان از مواد مورد علاقه زیست پزشکی مانند آلیاژهای تیتانیم، فولاد ضد زنگ و تانتالیم برای چاپ استفاده کرد[35].
2-3- 2- ساخت فیلامنت ذوبی
ساخت فیلامنت ذوبی(FFF) 11 که به آن مدلسازی رسوب ذوبی(FDM)12 نیز گفته میشود، در اواخر دهه 1980 اختراع و در سال 1991 تجاری شد. این روش به سرعت رشد کرد زیرا به کمک این روش چاپ سهبعدی میتوان نمونههای زیادی با هزینه کم تولید کرد.
در این روش از یک فیلامنت حاوی پلیمر ترموپلاستیک برای پرینت سهبعدی استفاده ميشود، فیلامنت گرم مي شود تا ماده به حالت نیمه مایع درآمده و مدل مورد نظر به صورت لایه لایه ساخته شود) شکل 1د (اخیراً فیلامنت قابل چاپ اولترا فیوز L 316 متشکل از میکروذراتL 316SS (با 80 درصد وزنی) در یک ماتریکس بایندر ساخته شده است. اجسام فلزی چاپ شده با FFF سبز رنگ هستند و پس از چاپ برای پردازش به کوره های تخصصی نیاز دارند.
فیلامنتهای قابل چاپ FFF ساخته شده از فلزات مختلف با کاربردهای زیست پزشکی شامل تنگستن (برای کاربردهای محافظ اشعه ایکس)، L316SS و تیتانیم می باشند. این فلامنتها از ریزذرات فلزی تعبیه شده در یک بایندر، مانند پلی لاکتیک اسید (PLA) که در دمای 235 درجه سانتی گراد ذوب میشود تشکیل شده است و پس از ذوب شدن ویسكوزیته آن به اندازهای است که روان شده و از نازل به راحتي خارج میشود. همچنین استفاده از آلیاژهای منیزیم AZ81 چاپ شده با FFF که برای ایمپلنتهای زیست تخریب پذیر بسیار مورد توجه هستند گزارش شده است[35].
2-3- 3- چاپ مستقیم جوهر
در چاپ مستقیم جوهر (DIW)13، جوهر یعنی ماده اولیه به صورت مایع/خمیر (مخلوطی از حلال، اتصال دهنده و فلز)، از مخزن از طریق یک نازل با استفاده از فشار یا جابجایی به عنوان یک مکانیسم تحریک با حرارت کم یا بدون گرم کردن مواد اولیه خارج می شود[36]. DIW نمونه را به روشی مشابه FFF یعنی تشکیل لایه به لایه نمونه با خروج مواد اولیه از نازل می سازد (شکل 1ه). جوهرهای نانو ذرات نقره برای ساخت ریزساختارهای فلزی با 30 درصد رسانایی الکتریکی نسبت به فلزات سایز بزرگ پس از همجوشی لیزری تولید شدهاند[37]. نانومیلههای طلا به عنوان جوهر زیستی در ساخت سازههای قلبی و سایر بافتهای الکتروژنیک[38] و جوهر نانوذرات آهن/آهن اکسید برای بازسازی استخوان، دارورسانی و هایپرترمی[39] گزارش شده اند.
2-3- 4- کندوپاش میکروپلاسما
اتصالات و سایر ساختارهای فلزی در فرآیندهای تجاری و میکروسیستم ها از طریق کندوپاش، استخراج اتم ها از یک جامد از طریق برخورد یونهای پر انرژی پلاسما، ساخته میشوند[40]. کندوپاشی معمولاً در خلاء انجام میشود. اگر فاصله بین الکترودها به میلیمتر یا کمتر کاهش یابد، پلاسما میتواند در فشار اتمسفر پایدار باشد. این پلاسماها میکروپلاسما نامیده میشوند. کندوپاش میکروپلاسما(μPS)14 (شکل1ن) یک فناوری نسبتا جدید برای چاپ سهبعدی فلزی میکرو و نانو سیستمهایی است که میتوانند فلز را در دمای اتاق بر روی طیف وسیعی از مواد، از جمله مواد حساس به دما رسوب دهند. بسیاری از فلزات را میتوان به این روش لایه نشانی کرد، اما چاپ سهبعدی به روش μPS بیشتر بر طلا و مس متمرکز شده است[41]. به دلیل سرعت آهسته فرآیند، μPS عمدتاً برای پوشش‌های فلزی بر روی محصولات چاپ شده استفاده میشود. چسبندگی لایه پوششی بدون استفاده از مواد چسبنده، عدم بازپخت و عدم نیاز به هر گونه پیش/پس از پردازش از مزایای این روش است.
در جدول 2 به طور خلاصه تعدادی از روشهای چاپ سهبعدی
مورد استفاده در چاپ فلزی به همراه برخی ویژگیهای آنها ذکر شده است.
4- کاربرد زیست پزشکی چاپ سهبعدی فلزی
توسعه و کاربرد دستگاهها و وسایل زیست پزشکی ساخته شده با
جدول 2. روش های چاپ سه بعدی فلزی برای تولید میکرو/نانو ساختارها
روش های چاپ سه بعدی فلزی | مواد فلزی مورد استفاده | حداقل سایز ذرات )μm( | محدودیت لایه بندی | پردازش نهایی | مراجع |
چاپ جوهر افشان | نقره | 2 | هیچ محدودیتی ندارد. | پخت دمایی/ لیزری | 36 و 37 |
چاپ رسوبی الکتروهیدرودینامیک15 | طلا نقره مس آلومینیم تنگستن | 10 | رسانایی | پخت دمایی | 36 و 43
|
توزیع الکتروفورز لیزری 16 | طلا | 1> | رسانایی | پخت دمایی | 36 و 44 |
پیش انتقال لیزری 17 | آلومینیم مس طلا آلیاژها | 3 | هیچ محدودیتی ندارد. | نیاز ندارد. | 36 و 45
|
آبکاری محدود منیسک 18 | مس پلاتین نقره | 1> | رسانایی | نیاز ندارد. | 36 و 46 |
کاهش نور لیزری 19 | نقره مس طلا | 1 | شفافیت (وضوح) | نیاز ندارد. | 36 و 47
|
توزیع پرتو یونی متمرکز 20 | آلومینیم طلا آهن کبالت پلاتین تنگستن | 1> | رسانایی | پخت دمایی | 36، 48 و 49 |
کندوپاش میکروپلاسما | مس طلا
| 2 | هیچ محدودیتی ندارد. | نیاز ندارد. | 41، 50 و 51 |
چاپ سهبعدی فلزی بر اساس گزارش در مقالات در این بخش آورده شده است. توسعه ایمپلنتهای دائمی، ایمپلنتها و داربست های زیست تخریب پذیر، ابزارهای جراحی و ابزار دقیق زیست پزشکی، بر اساس فلز مورد استفاده در چاپ توضیح داده خواهند شد. بیشتر پژوهشها و گزارشهای علمی بر ایمپلنتهای ساخته شده باربر تمرکز دارند. ایمپلنتهای تولید شده با چاپ افزایشی دو نکته مهم را در بردارند: سفارشی سازی که کاهش زمان و هزینه تولید را به دنبال دارد و تخلخل کنترل شده، که سپر تنشی را حذف میکند[8].
1-4- ایمپلنتهای اولیه
ایمپلنتهای دندانی، فک و صورت، جمجمه، ایمپلنت های باربر، ایمپلنت جناغ سینه و اتصالات ستون فقرات و استنت های قلبی عروقی از ایمپلنتهای پیشرفته هستند. در بیشتر موارد، در طراحی ایمپلنتهای دائمی از تکنیکهای تصویربرداری پزشکی مانند CT برای مطابقت نزدیک با آناتومی بیمار استفاده میشود. برای تقویت چسبندگی سلولی، به حداقل رساندن سپر تنشی و رهایش دارو میتوان ساختار، تخلخل و سطح ایمپلنت را طراحی کرد. مواد فلزی مورد استفاده در ساخت ایمپلنتهای زیست پزشکی اولیه آلیاژهای تیتانیم، آلیاژهای Co-Cr، تانتالیم و طلا هستند که در ادامه به آنها پرداخته شده است[35].
1-1-4- آلیاژهای تیتانیم
ایمپلنتهای ساخته شده از آلیاژ تیتانیم با چاپ سه بعدی در رفع مشکلات دندانپزشکی، نقصهای فک و صورت[52]، مشکلات ایجاد شده در استخوان جمجمه[53]، نقص در اندامهای باربر[54]، جناغ سینه[55] و اتصالات ستون فقرات[56] مورد استفاده قرار گرفتهاند. در سال 2012، ایمپلنتهای متخلخل زانو و مفصل ران چاپ شده از جنس PBF-EB64Ti با کمترین سپر تنشی و توانایی تقویت رشد استخوان گزارش شد (شکل 2الف)[57]. همچنین ایمپلنتهای دندانی با دارا بودن قوس کامل و تحرکپذیری مناسب با چاپ سهبعدی ساخته و مورد استفاده قرار گرفتند. در سال 2015، استفاده موفقیت آمیز از ایمپلنت تیتانیمی ساخته شده با چاپگر سهبعدی در درمان جوش نخوردن استخوان درشت نی (تیبیا) گزارش شد[58]. چندی بعد، در یک مطالعه پیوسته بر روی 15 بیمار که از ایمپلنت تیتانیم چاپ سهبعدی سفارشی در درمان از دست دادن شدید استخوان، تغییر شکل و/یا آرتروز استفاده کرده بودند موفقیت 87 درصدی بالینی گزارش شد[59]. ایمپلنت PBF-EB64Ti چاپ شده برای اتصال مجدد شکستگی استخوان ترقوه (شکل 2ب) مورد استفاده قرار گرفته است. این ایمپلنت یک ساختار یکپارچه دارد که با دارا بودن 55 تا 70 درصد بافت اسفنجی تخلخلی به استخوانهای داخلی انسان بسیار شبیه است و رشد استخوان را تقویت میکند. ایمپلنتهای ستون فقرات، ایمپلنتهای دارای میکروکانال برای رهایش دارو در محل کنترل شده، ایمپلنت جمجمه چاپ شده با آلیاژهای تیتانیمی نیز به روش ساخت سهبعدی ساخته و مورد استفاده قرار گرفتهاند. تحقیقات نشان داده است خواص مکانیکی و سازگاری قطعات چاپ شده نسبت به مدلهای سنتی بهبود یافتهاند[35].
شکل2. نمونه هایی از ایمپلنت های فلزی، دائمی و غیرقابل تجزیه با چاپ سه بعدی. (الف) ایمپلنت Ti-64 به کار رفته در ساق پا با ساختار مشبک یکپارچه. (ب) ایمپلنت Ti-64 مورد استفاده در ترقوه (ج) ایمپلنت زانو Co-Cr. (د) ایمپلنت شبکه مفصل ران[35].
2-1-4- آلیاژهای کبالت- کروم
ایمپلنتهای باربر مانند ایمپلنتهای لگن (شکل 2ج)، مفصل زانو، استخوان ران و استنت های قلبی عروقی از آلیاژهای Co-Cr با چاپگر سهبعدی ساخته شدهاند[57، 60]. بافت اسفنجی ایمپلنت های ساخته شده از نظر سفتی و استحکام بسیار شبیه به استخوان بدن هستند. یکپارچگی استخوانی و اتصال بیومکانیکی ایمپلنتهای Co-Cr نسبت به ایمپلنتهای تیتانیومی مشابه خود کمتر هستند. ایمپلنتهای Co-Cr با پوشش کلسیم آلومینات و تیتانیم عملکرد بهینه شدهای را نشان دادهاند[61، 62].
3-1-4- آلیاژهای تانتالیم
ایمپلنتهای شناخته شده تانتالیمی چاپ سهبعدی عمدتاً ایمپلنتهای باربر هستند[63]. ساخت افزایشی پیچیدگیهای ماشینکاری تانتالیم را به حداقل رسانده است و البته ساختار نمونههای ساخته شده ارتوپدی بر اساس روشهای سنتی را حفظ کرده است. ایمپلنتهای تانتالیم چاپ شده با روش PBF افزایش رشد استخوان و یکپارچگی استخوانی را در داخل بدن نشان دادهاند[64]. همچنین این ایمپلنتها به خوبی با استخوان ارتباط برقرار کرده و امکان انتقال مداوم بار را فراهم ساختهاند. ایمپلنتهای تانتالیم اتصال سلولی و پیوند استخوانی بهتری نسبت به ایمپلنتهای تیتانیمی در بدن فراهم میکنند. در سال 2020، در 27 کاربرد بالینی استخوان تانتالیم چاپ شده موفقیت صد در صدی گزارش شده است (شکل 2د)[65].
4-1-4- آلیاژهای طلا
ایمپلنتهای طلای جامد با چاپ سهبعدی گزارش نشده است. اما چاپ سهبعدی نانوکامپوزیت‌های طلا برای ایجاد ایمپلنتهای دائمی در بافت را بازسازی کرده است. نانومیله طلای چاپ شده به روشDIW در سازههای قلبی، سازگاری سلولی عالی و چسبندگی سلولی بهینه شده را در مقایسه با فرمولاسیون بدون نانومیله طلا نشان دادهاند. جوهر آنها یک ریزمحیط مناسب برای گسترش و سازماندهی سلولهای قلبی ایجاد میکند. آنها ویسکوزیته پایینی دارند و فرآیند چاپ به سرعت انجام میشود. برای درک اینکه آیا نانومیلههای طلا در بافت رشد یافته باقی میمانند یا خیر، مطالعه بیشتری لازم است. با این حال، پژوهشگران حدس می‌زنند که نانومیلههای طلا عمدتاً پس از تخریب جوهر زیستی درون سلول باقی میمانند؛ به همین دلیل به صورت دائمی در بافت قلب کاشته میشوند[38].
2-4- ایمپلنت و داربستهای زیست تخریب پذیر
1-2-4- آلیاژهای منیزیم
کامپوزیتی از تیتانیم و منیزیم برای کاربردهای ارتوپدی به روش BMJ چاپ گردید. مدول یانگ و استحکام فشردگی نهایی کامپوزیت با استخوان انسان مطابقت داشت. میزان خوردگی این کامپوزیت در سال در محلول نمکی 9/0 درصد سدیم کلرید در دمای 37 درجه سانتیگراد کمتر از 1 گزارش شد. تکثیر سلولی استئوبلاستها در حضور این کامپوزیت نسبت به نمونههای تیتانیمی خالص چاپ‌شده با BMJ بیشتر است. رفتار تخریبی ایمپلنتهای منیزیمی متخلخل با کنترل اندازه منافذ به روش ساخت افزایشی قابل تغییر است[66، 67]. در (شکل 3الف) ساختار داربستهای منیزیمی متخلخل چاپ شده به روش DIW با منافذ میکرومتری نشان داده شده است. اخیراً، داربستهای منیزیمی چاپ شده به روش PBF (شکل 3ب) نشان دادهاند ساختارهای با اندازه منافذ کوچکتر بهینه شده، پایداری طولانی مدت تری خواهند داشت[68].
شکل 3. نمونههایی از سازههای فلزی چاپ سهبعدی زیست تخریب پذیر. (الف) از چپ به راست: یک مکعب منیزیم جامد، یک نمونه نمک منیزیم چاپ شده توسط نوشتن مستقیم جوهر، و دو نمونه از داربست های منیزیمی متخلخل ساخته شده با چاپ سه بعدی .(ب) داربست های آلیاژی منیزیم چاپ شده با PBF-L با اندازه منافذ متفاوت. (ج) از چپ به راست: تخریب در شرایط آزمایشگاهی داربست های آهنی چاپ شده با PBF-L در 0، 1، 2، 7، 14 و 28 روز[35].
2-2-4- آلیاژهای آهن
ساخت افزایشی ایمپلنتهای زیست تخریب پذیر با ساختارهای متخلخل از آهن و آلیاژهای تشکیل شده از آهن با منگنز، منیزیم و کلسیم به عنوان عناصر آلیاژی بسیار مورد توجه است. گزارش شده است که آلیاژ آهن- منگنز چاپ شده به روش PBF سرعت تخریب پذیری بیشتری نسبت به آهن خالص دارد که این سرعت به روش ساخت و نسبت اضافه کردن منگنز به آلیاژ بستگی دارد[69]. در پژوهش دیگری به آلیاژ آهن-منگنز، کلسیم و منیزیم افزوده شد و نمونه مورد نظر به روش BMJ چاپ گردید. نمونههای به دست آمده دارای تخلخل 53 درصدی بوده و میزان خوردگی در آنها نسبت به نمونه متخلخل و فشرده بیشتر بود. علاوه بر این، نمونه‌ها سازگاری سلولی خوبی با سلولهای MC3T3 نشان دادند. با این حال، نمونههای ساخته شده با آلیاژ آهن-منگنز-کلسیم سختی و شکنندگی بیشتری نسبت به نمونههای آهن-منگنز، داشتند که احتمالاً به دلیل وجود منافذ ریز در مواد است[70]. داربست های آهنی متخلخل زیست تخریب پذیر چاپ شده به روش PBF با هدف ایجاد ساختاری با خواص مناسب (ساختار متخلخل کاملاً به هم پیوسته، مشابهت با خواص مکانیکی استخوان، و تخریب زیستی کافی) برای بازسازی استخوان گزارش شدهاند (شکل 3ج). پس از 4 هفته آزمایش غوطه وری، نمونه های آهن چاپ شده افزایش ده درصدی تخریب زیستی در مقایسه با آهن سرد را نشان دادند در حالی که تنها 1/3 درصد کاهش وزن داشتند. مدول الاستیک و تنش تسلیم کمتر از 10 درصد کاهش یافت[71].
3-4- ابزارهای جراحی
ساخت افزایشی، امکان طراحی ابزارهای جراحی برای بیماران خاص را بر اساس کاربرد برای هر کاربر فراهم کرده است. علاوه بر این، ابزارهایی که با روشهای ساخت مرسوم ساخته نمیشوند را میتوان با هزینه کمتر توسط ساخت افزایشی تولید کرد و به دنبال آن مراقبتهای بهداشتی را در کشورها بهبود بخشید. از فلزات به دلیل سفتی و اعمال نیرو بر بافتها در ساخت دستگاههای جراحی استفاده میشود. بیش از 60 درصد ابزارهای جراحی چاپ شده ازL 316SS می باشد که به دلیل تعامل موقت این آلیاژ با بدن انسان است. البته برخی از دستگاه های چاپ شده با آلیاژهای تیتانیم (20 درصد) و آلیاژهای Co-Cr (20 درصد) نیز گزارش شده است[72]. دستگاه های ابزار دقیق شامل سخت‌افزار طیف‌سنجی جرمی، مواد کنتراست برای تصویربرداری پزشکی، الکترودهای تزریقی، و لوازم الکترونیکی انعطاف‌پذیر نیز با استفاده از آلیاژهای 316SS و Ga با فناوری چاپ سهبعدی تولید شدهاند[73،74].
4-3-1- آلیاژهای تیتانیم
گیرههای الکتریکی برای جراحی کم تهاجمی، به روش PBF از آلیاژ 64-Ti چاپ شده و مورد استفاده قرار گرفتهاند. طراحی این گیرهها به گونهای است که نسبت به گیرههای فعلی محکمتر هستند و میتوانند فشار بیشتری برای اتصال به بافت ایجاد کنند زیرا اتصال دهانههای آنها به کابلهای الکترود یکپارچه هستند و آزادی حرکت مناسبی را دارا میباشند (شکل 4 الف)[75].
شکل 4. نمونه هایی از ابزارهای جراحی چاپ سهبعدی فلزی. (الف) گیره الکتروسرجری با 64-Ti چاپ شده با PBF، نوک گیره در کنار جگر خوک با چندین بخش منعقد شده (ب) بخش دهانی چاپ شده با PBF از یک بالابر دندانپزشکی (ج) راهنمای برشی از استخوان استابولوم لگن چاپ شده با PBF ازL 316SS (د) یک جفت بازوهای رباتیک جراحی چاپ شده ازL 316ss[76].
4-3-2- آلیاژهای کبالت- کروم
الواتور یا بالابر دندانپزشکی چند منظوره با دسته پلیمری و تیغه فلزی از آلیاژ Co-Cr به روش PBF توسط چاپ سهبعدی ساخته شدهاند (شکل4ب). حفرههای طراحی شده در دهانه برای کاهش هزینه مواد میباشد و البته کارآیی ابزار را بهبود میبخشد. کاربران دقت میکرومتری با استحکام کافی برای اعمال فشار لازم به بخش دندانی و مقاومت در برابر خوردگی ناشی از بزاق را گزارش کردهاند[76].
3-3-4- آلیاژ فولاد ضد زنگ
ابزارهای جراحی لازم برای کاشت ایمپلنت-های لگن و زانو با استفاده ازL 316SS به روش PBF (شکل 4ج) چاپ شدند. قطعات چاپ شده با چاپگر سهبعدی خواص مکانیکی فلز را حفظ کرده است. تکرار فرآیند چاپ این ابزارها میتواند میزان خطا در مقیاس بندی را تصحیح کند[77]. در کاربردی دیگر، یک ربات 7-DoF به روش PBF ازL 316SS چاپ شده است که برای جراحیهای کم تهاجمی مورد استفاده قرار گرفته است (شکل 4د)[78].
5- نتیجه گیری
1. ویژگیهای ساخت افزایشی (AM) یا چاپ سهبعدی، مانند سفارشی‌سازی نمونه چاپ، هزینه پایین برای تولید محصول، ارتباط مستقیم با پزشکی سهبعدی از طریق فناوریهای تصویربرداری و امکان تولید قطعات و نمونههای ساده تا پیچیده مورد استفاده در علم پزشکی، تجهیزات پزشکی و مهندسی بافت با موادی زیست‌سازگار و زیست تخریبپذیر منجر به کاربرد گسترده این فناوری در زیست پزشکی گردیده است.
2. در ساخت افزایشی، نمونه های چاپ سهبعدی با استفاده از وکسلهایی که معمولاً شش مرتبه یا بیشتر کوچکتر از حجم نمونه هستند، ساخته میشوند. در نتیجه، به کمک چاپ سهبعدی به راحتی میتوان ساختارهای متخلخل برای تقویت رشد بافت در ایمپلنتها تولید کرد و از سپر تنشی جلوگیری کرد.
3. مواد فلزی که بیشتر در کاربردهای زیست پزشکی مورد استفاده قرار میگیرند عبارتند از تیتانیم و آلیاژهای آن، آلیاژهای کبالت- کروم، فولاد ضد زنگ، آهن و آلیاژهای آن، تانتالیم، طلا، منیزیم و گالیم. هر یک از این مواد را میتوان از طریق یک یا چند روش چاپسه بعدی پردازش کرد. بر اساس الزامات بالینی کاربردهای فلزی متفاوت است. گاهی نیاز است که قطعه چاپ شده بیاثر باشد پس آلیاژهای کبالت- کروم استفاده می گردند. گاهی پیوند با بافت میزبان مد نظر است که برای چاپ نمونه از تیتانیم و آلیاژهای آن استفاده میشود و گاهی نیاز به رشد بافت و جایگزینی ایمپلنت جدید وجود دارد که از منیزیم، آهن و آلیاژهای آهن برای چاپ نمونه استفاده میشود.
4. تکنیکهای فلزی چاپ افزایشی شامل (الف) مواد اولیه پودری که با استفاده از نور، پرتو الکترونی، لیزر یا چسب به هم متصل شده و نمونه جامد مورد نظر تولید میشود (ب) مایع/خمیر، فیلامنت/مواد نواری شکل یا مواد اولیه پودری که مستقیماً به کمک نور، پرتوالکترون، پلاسما، گرما یا اتصال دهندهها برای چاپ نمونه استفاده میشوند. روشهای چاپ افزایشی فلزی با مواد اولیه پودری انبوه و لیزر یا پرتو الکترونی به عنوان عوامل همجوشی به طور گستردهتر مورد استفاده قرار میگیرند، سایر روشهای چاپ افزایشی مانند تزریق مواد یا چاپ جوهرافشان، با تحقیق و توسعه بیشتر میتواند عملکرد بهتر و توانمندتری برای چاپ نمونه داشته باشد.
5. رایجترین کاربرد زیست پزشکی چاپ سه بعدی فلزی، ایمپلنت های باربر دائمی و زیست تخریب پذیر است، ابزارهای جراحی، پروتزها و تجهیزات پزشکی از جمله ارتزها و ابزارآلات زیست پزشکی نیز از طریق ساخت افزایشی فلزی ساخته شده و گزارش شدهاند.
6. توسعه بیشتر و بهبود فناوری ساخت افزایشی فلزی در کاربردهای زیست پزشکی شامل (الف) بهینه سازی و تکامل روشهای موجود و مواد اولیه مورد استفاده در هر روش (ب) قابلیت استفاده از فلزات جدید مانند آلومینیم، وانادیم و غیره با استفاده از روشهای چاپ ج) بهینه سازی سازههای باربر از طریق هوش مصنوعی و (د) ساخت ایمپلنتهای چند منظوره، یکپارچه و چند مادهای با ویژگیهای خاص مورد بررسی پژوهشگران و محققین در این زمینه علمی میباشد.
مراجع
1. S.F. Iftekar, A. Aabid, A. Amir, M. Baig, Polymers 15, 2519 (2023).
2. Y. Bozkurt, E. Karayel, J. Mater. Res. Tech. 14, 14 30 (2021).
3. A. Balamurugan, S. Rajeswari, G. Balossier, A.H.S Rebelo, J.M.F Ferreira, Mater. Corrosion 59, 855 (2008).
4. S. Pramanik, A.K. Agarwal, K.N. Rai, Trends Biomater. Artif. Organs 19, 15 (2005).
5. L. Rony, R. Lancigu, L. Hubert, Morphologie 103, 231 (2018).
6. J. Ni, H. Ling, S. Zhang, Z. Wang, Z. Peng, C. Benyshek, R. Zan, A.K. Miri, Z. Li, X. Zhang, J. Lee, K.J. Lee, H. J. Kim, P. Tebon, T. Hoffman, M.R. Dokmeci, N. Ashammakhi, X. Li, A. Khademhosseini, Mater. Today Bio. 3, 100024 (2019).
7. I. Gibson, D. Rosen, B. Stucker, Additive Manufacturing Technologies: 3D Printing, Rapid Prototyping, and Direct Digital Manufacturing, 2nd ed. (Springer, New York, 2015).
8. Q. Chen, G.A. Thouas. Mater. Sci. Eng. 87, 1 (2015).
9. A. Milovanovic, A. Sedmak, A. Grbovic, T. Mijatovic, K. Colic, Procedia Struct. Integr. 26, 299 (2020).
10. D. Khang, J. Lu, C. Yao, K.M. Haberstroh, T.J. Webster, Biomaterials 29, 970 (2008).
11. L.C. Zhang, L.Y. Chen. Adv.Eng. Mater. 21, 1801215 (2019).
12. A. Bandyopadhyay, F. Espana, V.K. Balla, S. Bose, Y. Ohgami, N.M.J. Davies, Acta Biomater. 6, 1640 (2010).
13. J.C. Tang, J.P. Luo, Y.J. Huang, J.F. Sun, Z.Y. Zhu, J.Y. Xu, M.S. Dargusch, M. Yan, Addit. Manuf. 22, 101392 (2020)
14. M. Kassapidou, V.F. Stenport, L. Hjalmarsson, C.B. Johansson. Acta Biomater. Odontol. Scand. 3, 53 (2017).
15. C. Delaunay, I. Petit, I.D. Learmonth, P. Oger, P.A. Vendittoli. Orthop. Traumatol. Surg. Res. 96, 894 (2010).
16. X. Mao, A.A. Wong, R.W. Crawford. Med. J. Aust. 194, 649 (2011).
17. H. Sahasrabudhe, S. Bose, A. Bandyopadhyay, Acta Biomater. 66,118 (2018).
18. J.R. Davis. Metallic materials. In Handbook of Materials for Medical Devices, ed. (Materials Park, ASM Int, 2003), pp 21-50
19. A. Munoz, M. Costa M. Toxicol. Appl. Pharmacol. 260, 1 (2012).
20. B. Rahmati, A.D. Sarhan, E. Zalnezhad, Z. Kamiab, A. Dabbagh, D. Choudhury, W. A.B.W. Abas, Ceramics Int. 42, 466 (2016).
21. X. Wei, D. Zhao, B. Wang, W. Wang, K. Kang, H. Xie, B. Liu, X. Zhang, J. Zhang, Z. Yang, Exp. Biol. Med. 241, 592 (2016).
22. E.T.K. Demann, P.S. Stein, J.E. Hauberinch, J. Long Term Eff. Med. Implants 15, 687 (2005).
23. A.B.G. Lansdown, Crit. Rev. Toxicol. 48, 596 (2018).
24. Y. Wang, J. Wan, R.J. Miron, Y. Zhao, Y. Zhang, Nanoscale 8, 11143 (2016).
25. L.A. Dykman, N.G. Khlebtsov, Biochemistry 81, 1771 (2016).
26. Y. Yang, C. He, E. Dianyu, W. Yang, F. Qi, D. Xie, L. Shen, Sh. Peng, C. Shuai, Mater. Des. 185, 108259 (2020).
27. J. Liu, L. Yi, Liquid Metal Biomaterials—Principles and Applications. (Springer, Singapore, 2018).
28. J. Yan, Y. Lu, G. Chen, M. Yang, Z. Gu, Chem. Soc. Rev. 47, 21518 (2018).
29. F. Liu, Y. Yu, L. Yi, J. Liu. Sci. Bull. 61, 939 (2016).
30. X. Wang, J. Liu, Micromachines 7, 206 (2016).
31. E. Palleau, S. Reece, S.C. Desai, M.E. Smith, M.D. Dickey. Adv. Mater. 25, 1589 (2013).
32. Y. Li, H. Jahr, J. Zhou, A.A. Zadpoor, Acta Biomater. 115, 29 (2020).
33. J.O. Milewski, Additive Manufacturing of Metals: From Fundamental Technology to Rocket Nozzles, Medical Implants, and Custom Jewelry. (Springer, Switzerland, 2017).
34. S. Ghods, E. Schultz, C. Wisdom, R. Schur, R. Pahuja R, A. Montelione, D. Arola, M. Ramulu, Materialia 9, 100631 (2020).
35. L. F. Velásquez-García, Y. Kornbluth, Annu. Rev. Biomed. Eng. 23, 307 (2021).
36. J. Lewis. Adv. Funct. Mater. 16, 2193 (2016).
37. L. Hirt, A. Reiser, R. Spolenak, T. Zambelli, Adv. Mater. 29, 1604211 (2017).
38. K. Zhu, S.R. Shin, T. Van Kempen, Y.C. Li, V. Ponraj, Adv. Funct. Mater. 27, 1605352 (2017).
39. J. Zhang, S. Zhao, M. Zhu, Y. Zhu, Y. Zhang Y, Z. Liud, C. Zhan, J. Mater. Chem. 2, 7583 (2014).
40. S.A. Campbell, Fabrication Engineering and the Micro- and Nanoscale, (New York, Oxford Univ. Press. 2013).
41. Y.S. Kornbluth, R.H. Mathews, L. Parameswaran, L.M. Racz, L.F. Velásquez-García, Nanotechnology 30, 285602 (2019).
42. Y.S. Kornbluth, R.H. Mathews, L. Parameswaran, L.M. Racz, L.F. Velásquez-García, Addit. Manuf. 36, 101679 (2020).
43. H. Lyu, X. Zhang, F. Liu, Y. Huang, Z. Zhang, J. Micromech. Microeng.29, 115004 (2019).
44. T. Matsuura, T. Takai, F. Iwata, Jpn. J. Appl. Phys. 56, 105502 (2017).
45. M. Feinaeugle, R. Pohl, T. Bor, T. Vaneker, G.W. Römer, Addit. Manuf. 24,391 (2018).
46. X. Zhang, Y. Zhang, Y. Li, Y. Lei, Z. Li, A. Sun, G. Xu, M. F. Yu, J. Guo, J. Electrochem. Soc.166, 676 (2019).
47. C. Li, J. Hu, L. Jiang, C. Xu, X. Li, Y. Gao, L. Qu, Nanophotonics 9, 691 (2020).
48. M.R. Henry, S. Kim, A.G. Fedorov. J. Phys.Chem. C 120, 10584 (2016).
49. R. Córdoba, P. Orús, S. Strohauer, T.E. Torres, J.M. De Teresa, Sci. Rep. 9, 14076 (2019).
50. T. Wang, L. Lv, L. Shi, B. Tong, X. Zhang, Plasma Process. Polymers 17, e2000034 (2020).
51. Y.S. Kornbluth, R.H. Mathews, L. Parameswaran, L.M. Racz, L.F. Velásquez-García. J. Phys. Appl. Phys. 51, 165603 (2018).
52. J.H. Kim, M.Y. Kim, J.C. Knowles, S. Choi, H. Kan, S.H. Park, S.M. Park, H.W. Kim, J.T. Park, J.H. Lee, H.H. Lee, Dental Mater. 36, 945(2020).
53. E.K. Park, J.Y. Lim, I.S. Yun, J.S. Kim, S.H. Woo, D.S. Kim, K.W. Shim, J. Craniofac. Surg. 27, 943 (2016).
54. J. Imanishi, P.F.M. Choong. Int. J. Surg. Case Rep. 10, 83 (2015).
55. J.L. Aranda, M.F. Jiménez, M. Rodríguez, G. Varela, Eur. J. Cardiothorac. Surg. 48, 92 (2015).
56. R.J. Mobbs, M. Coughlan, R. Thompson, C.E. Sutterlin, K. Phan, J. Neurosurg. Spine 26, 513 (2017).
57. L.E. Murr, S.M. Gaytan, E. Martinez, F. Medina, R.B.J. Wicker. Int. J. Biomater. 2012, 245727 (2012).
58. R.A. Hsu, J.K. Ellington, Foot Ankle Spec. 8, 483 (2015).
59. T.J. Dekker, J.R. Steele, A.E. Federer, K.S. Hamid, S.B. Adams, Foot Ankle Int. 39, 916 (2018).
60. V. Finazzi, A.G. Demir, C.A. Biff, F. Migliavacca, L. Petrini, B. Previtali, J. Manuf. Process. 55, 161 (2020).
61. F.A. Shah, O. Omar, F. Suska, A. Snis, A. Matic, L. Emanuelsson, B. Norlindh, J. Lausmaa, P. Thomsen, A. Palmquist, Acta Biomater. 36, 296 (2016).
62. S.C. Kim, W.L. Jo, Y.S. Kim, S.Y. Kwon, Y.S. Cho, Y.W. Lim. Tissue Eng. Regen. Med.16, 11 (2019).
63. R. Wauthle, J. Van der Stok, S.A. Yavari, J. Van Humbeeck, J.P. Kruth, A.A. Zadpoor, H. Weinans, M. Mulier, J. Schrooten, Acta Biomater. 14, 217 (2015).
64. Y. Guo, K. Xie, W. Jiang, L. Wang, G. Li, S. Zhao, W. Wu, Y. Haoet ACS Biomater. Sci. Eng. 5, 1123 (2019).
65. H.P. Tang, K. Yang, L. Jia, W.W. He, L. Yang, X.Z. Zhang. JOM 72, 1016 (2020).
66. G.K. Meenashisundaram, N. Wang, S. Maskomani, S. Lu, S.K. Anantharajan, S. Thameem Dheen, S.M.L. Nai, J.Y.H. Fuh, J. Wei, Mater. Sci. Eng. 108, 110478 (2020).
67. S. Dutta, K.B. Devi, M. Roy, Adv. Powder Technol. 28, 3204 (2017).
68. N. Kleger, M. Cihova, K. Masania, A.R. Studart, J.F. Löffler, Adv. Mater. 31, 1903783 (2019).
69. D. Carluccio, C. Xu, J. Venezuela, Y. Cao, D. Kent, M. Bermingham, A. Gökhan Demir, B. Previtali, Q. Ye, M. Dargusch, Acta Biomater. 103, 346 (2020).
70. D. Hong, D.T Chou, O.I. Velikokhatnyi, A. Roy, B. Lee, I. Swink, I. Issaev, H. A Kuhn, P.N. Kumta, Acta Biomater. 45, 375 (2016).
71. Y. Li, H. Jahr, K. Lietaert, P. Pavanram, A. Yilmaz, L.I Fockaert, M.A. Leeflang, B. Pouran, Y. Gonzalez-Garcia, H. Weinans, J.M.C Mol, J. Zhou, A. A. Zadpoor, Acta Biomater. 77, 380 (2018).
72. C. Culmone, G. Smit, P. Breedveld. Addit. Manuf. 27, 461 (2019).
73. S. Banerjee. ACS Omega 5, 2041 (2020).
74. D.T. Snyder, C.J. Pulliam, Z. Ouyang, R.G. Cooks. Anal. Chem. 88, 2 (2016).
75. A. Sakes, K. Hovlan, G. Smit, J. Geraedts, P. Breedveld. J. Med. Devices 12, 011007 (2018).
76. D.I. Baila, C.V. Doicin, C.M. Cotrut, M.E. Ulmeanu, I.G. Ghionea, C.I. Tarba. Metalurgija 55, 663 (2016).
77. S. Nahata, O.B. Ozdoganlar. Procedia Manuf. 34, 772 (2019).
78. K. Leibrandt, P. Wisanuvej, G. Gras, J. Shang, C.A. Seneci, P. Giataganas, V. Vitiello, A. Darzi, G.Z. Yang, IEEE Robot. Autom. Lett. 2, 1704 (2017).
[1] Osteointegration
[2] Alveolar bone
[3] Defbrillators
[4] Periosteal region
[5] Galinstan
[6] Powder Bed Fusion
[7] Direct Metal Laser Sintering
[8] Selective Laser Melting
[9] Binder Material Jetting
[10] Direct Energy Deposition
[11] Fused Flament Fabrication
[12] Fused Deposition Modeling
[13] Direct Ink Writing
[14] Microplasma Sputtering
[15] Electrohydrodynamic Deposition Printing
[16] Laser-Assisted Electrophoresis Deposition
[17] Laser-Induced Forward Transfer
[18] Meniscus-Confned Electroplating
[19] Laser-Induced Photoreduction
[20] Focused-Ion-Beam-Induced Deposition
Metal additive manufacturing technology: A review of biomedical applications
Sh. Esmaielzadeh*
Department of Chemistry, Darab branch, Islamic Azad University, Darab, Iran
Abstract: Metal 3D printing is a layer-by-layer fabrication method used to manufacture 3D models of complex structures. This technology has multiple methods, materials, and equipment that bypassing many of the costs associated with traditional processes, equipment, and skills for metal working, while creating free-form, near-net-shape 3D objects. This procedure is more accurately portrayed as additive manufacturing. Additive manufacturing’s attributes include print customization, low perunit cost for production, seamless interfacing with mainstream medical 3D imaging techniques, and feasibility to create freeform objects in materials that are biocompatible and biodegradable. The term 3D printing, in any case, is generally new and has been an active part of current developments in biomedical. Consequently, additive manufacturing is apposite for a wide range of biomedical applications including custom biocompatible implants that mimic the mechanical response of bone, biodegradable scaffolds with engineered degradation rate, medical surgical tools and biomedical instrumentation. This review surveys the materials, 3D printing methods and technologies, and biomedical applications of metal 3D printing. |
Keywords: Metal Additive Manufacturing, Biocompatible metal 3D printing, Biodegradable metal 3D printing, Biomedical Applications.