杨 琦，索进平

（华中科技大学材料科学与工程学院材料成形与模具技术国家重点实验室，湖北武汉430074）

生物可降解的多孔支架被广泛用于骨组织工程的研究［1］。理想的骨支架需要有一定的孔径尺寸、孔隙率、力学性能、细胞附着性能及骨诱导和骨传导功能［2－4］。聚乳酸（PLLA）因其良好的生物相容性和生物可降解性而被广泛用于生物医学领域，其降解产物无毒并且可以通过体内代谢排出［5－6］，但因力学性能及亲水性能不足，存在不利于细胞的粘附、缺乏生物活性［7－9］等缺点。双相磷酸钙（BCP）陶瓷由羟基磷灰石（HA）和β－磷酸三钙（β－TCP）制成，结合了HA良好的机械性能、优异的生物相容性、生物活性以及β－TCP与新生骨生长速率相匹配的降解速率，是一种理想的骨组织工程材料［3］，但单纯的BCP陶瓷较脆、机械性能差，不能承载负荷，限制了其在骨组织工程中的单独使用［10］。因此，通过复合有机PLLA与无机BCP材料，使两者之间相互取长补短，选择合适的方法有望制备出理想的骨支架材料。

气体发泡法利用气体作为致孔剂制备多孔支架，包括物理发泡法和化学发泡法。其中化学发泡法通常以碳酸化合物作为致孔剂。该法制备PLLA多孔支架是通过将致孔剂与PLLA溶液混合成型，置于热水或柠檬酸溶液中进行发泡最终获得［9－11］，但所制备PLLA多孔支架的力学性能通常随着孔隙率的增加而降低，且支架表面的疏水性限制着其在骨支架中的应用。

作者通过共混PLLA和BCP，以碳酸氢铵（AB）作为致孔剂，采用气体发泡法制备PLLA／BCP多孔复合支架，研究了AB和BCP的含量对支架力学性能以及亲水性能的影响。

1 实验

1.1 BCP陶瓷粉末的制备

先采用湿化学方法制备缺钙型磷灰石（CDA），再通过高温炉熔烧获得BCP陶瓷粉末，具体制备过程［3，12］如下：配制一定体积比的Ca（NO3）2·4H2O和（NH4）2HPO4混合溶液，加入氨水溶液（pH值为12.92）调节其pH值至10.5，110℃油浴加热（烧瓶内沸腾）反应5h，然后将反应液倒入烧杯中静置，去掉上层溶液，离心，水洗数次后干燥研磨，最后置于高温炉中烧结，以5℃·min－1的速度升温到1 100℃，保温1h，研磨过筛，得BCP陶瓷粉末。

1.2 PLLA／BCP复合支架的制备

以二氯甲烷作溶剂按1∶15（质量体积比）配制PLLA（Mw＝300 000）溶液，室温充分溶解后，称取不同量的BCP粉末到溶液中，混合均匀；再加入不同量、不同粒径的AB颗粒充分混合，加入到模具中，用过量乙醇进行预沉淀成型；待溶剂挥发后，将半固体放入过饱和的柠檬酸溶液中反应发泡；待无气体放出后，将固体放入90℃热水中进一步发泡，用蒸馏水清洗数次后冷冻干燥，得PLLA／BCP复合支架。

1.3 PLLA／BCP复合支架的表征

（1）用X－射线衍射仪（XRD）对所制备的BCP陶瓷粉末进行物相分析。X－射线测试条件为：采用经镍箔过滤的Cuκα辐射，管电压为40kV，管电流为40 mA，扫描速率为4°·min－1，步长为0.02°，扫描范围为5°～85°。

（2）用红外光谱仪（FTIR）对所制备的BCP陶瓷粉末以及PLLA／BCP复合支架的结构进行表征。采用衰减全反射法，扫描范围为4 000～500cm－1。

（3）将样品进行液氮脆断，喷金处理后用环境扫描电镜（ESEM）和场发射扫描电镜（FE－SEM）对样品的截面形貌进行分析，观察支架材料的孔隙结构。

（4）采用溶液静置法测定孔隙率。首先将支架材料浸入体积为V1的乙醇溶液中，浸入后溶液的体积为V2，移除浸过乙醇的支架后剩余溶液的体积为V3，按下式计算孔隙率（P）：

（5）用静态试验机测定支架材料的压缩强度，实验速度为1mm·min－1，取变形20%的强度为其压缩强度。

（6）将PLLA与BCP共混铺膜，通过测量材料表面接触角来评价材料的亲水性。采用静滴法，待液滴加到样品表面30s后测定接触角，测试分辨率为0.01°，测试精度为0.1°。

2 结果与讨论

2.1 BCP陶瓷粉末的XRD分析（图1）

从图1可以看出，合成的BCP陶瓷粉末由HA和β－TCP两相组成，2θ在11.16°、22.15°、26.03°、31.95°、32.10°、33.39°、39.99°、46.97°和49.81°出现明显的尖峰，与标准的HA衍射峰一致（JCPDS No.86－0740）；在13.89°、17.24°、27.97°、31.18°及34.69°出现明显的尖峰，与标准的β－TCP衍射峰一致（JCPDS No.09－0169），表明合成的陶瓷粉末中没有其它杂质。

图1 BCP陶瓷粉末的XRD图谱Fig.1 XRD Pattern of BCP ceramics powder prepared

2.2 PLLA／BCP多孔复合支架的FTIR分析

图2是BCP陶瓷粉末、PLLA和PLLA／BCP复合支架的FTIR图谱。

图2 BCP陶瓷粉末、PLLA和PLLA／BCP复合支架的FTIR图谱Fig.2 FTIR Spectra of BCP ceramics powder，PLLA and PLLA／BCP composite scaffold

从图2可以看出，BCP陶瓷粉末在高频3 570 cm－1附近出现了微弱的伸缩振动谱带，这是－OH的特征吸收峰，其特征峰带出现在3 700～2 500cm－1区域，1 200～550cm－1区域为PO3－4的主要吸收峰，1 018cm－1处为PO34－的伸缩振动峰，598cm－1处为PO3－4的变形振动峰；PLLA在1 752cm－1处为C＝O的伸缩振动峰，1 183cm－1处为C－O－C的伸缩振动峰，1 083cm－1处为（C＝O）C－O的伸缩振动峰，证明其具有O＝C－O结构，2 996cm－1和2 942cm－1处为C－H的伸缩振动峰，1 452cm－1和1 382cm－1处为CH3中C－H的变形振动峰，3 652cm－1附近微弱的伸缩振动峰为－OH的特征吸收峰；PLLA／BCP复合支架中，PLLA和BCP的各吸收峰并没有发生明显的变化，表明PLLA和BCP之间并没有发生化学反应，属于物理共混。

2.3 PLLA／BCP多孔复合支架的SEM分析

图3是不同粒径的致孔剂AB发泡成型的PLLA多孔支架以及未加致孔剂的PLLA膜在不同倍数下 的FE－SEM照片。

图3 不同粒径的致孔剂发泡成型的PLLA支架（a，b，c）以及未加致孔剂的PLLA膜（d，e）的FE－SEM照片Fig.3 FE－SEM Images of the PLLA scaffolds prepared with different particle sizes of AB（a，b，c）and PLLA membrane without AB（d，e）

从图3可以看出：致孔剂AB粒径小于250μm时，所制备支架材料的孔径也小于250μm，与AB的粒径一致，且孔径形状受AB颗粒的外观形状影响呈不规则状，为圆形或者椭圆形（图3a）；AB粒径在250～500μm之间或大于500μm时，所制备支架材料的孔径随着AB粒径的增大而增大，与AB的粒径保持一致（图3b、c）。表明，可以通过调控致孔剂颗粒的粒径控制支架的孔径尺寸。未加致孔剂制备出的PLLA膜，其断裂表面存在分布均匀的微孔图（3d），在较大放大倍数下，观察到这些微孔为5～25μm的相互连通的微孔（图3e），这可能是由于冷冻干燥溶剂的挥发造成的（在其它由气体发泡法制备的多孔支架的断裂表面也观察到这样的微孔）。研究发现，同时具有大孔和微孔结构的支架材料相对于只有大孔结构的支架材料对骨的愈合作用更加有效，虽然微孔基质不拥有利于细胞生长的孔洞尺寸，但其对于提供支架机械结构强度必不可少［13－14］。尤其是支架尺寸在300～500μm之间时，便于营养物质的运输以及细胞代谢产物的排除，因而有利于成骨细胞的繁殖。因此，选用粒径250～500μm的AB进行后续实验。

图4是致孔剂AB含量为1g和3g时加入不同含量BCP制备的PLLA／BCP复合支架在相同倍数下的ESEM断裂形貌照片。

在西语系统中有很多的文体和句型，因此要特别注意商务英语中从句、被动语态等的翻译，以便与他国的表达方式适应。如翻译We are a nation that has a government时，应把定语从句融合到整个句子中，译成“我们是一个有政府的国家”；再如状语从句，西方国家习惯将时间、条件、原因等放在句尾或句首，但在汉语中状语位置较固定，常放在主语和谓语间，有时为了表强调也会放在主语前。

图4 不同AB∶BCP含量比制备的PLLA／BCP复合支架的ESEM照片Fig.4 ESEM Images of PLLA／BCP composite scaffolds prepared with different content ratios of AB to BCP

从图4可以看出，PLLA／BCP复合支架的孔径尺寸均在250～500μm之间，与AB的粒径保持一致；随着AB含量的增加，支架上明显可见的单个孔洞开始相互连通（图4a和d），孔洞之间的界限变得模糊（图4b和e、c和f）；BCP比较均匀地混合到PLLA中，BCP的混入并没有影响支架的孔径尺寸，支架孔径仍然保持在250～500μm之间（图4a、b、c）；且BCP含量的增加对支架孔径尺寸影响不大（图4b、d、e、f）。

2.4 PLLA／BCP多孔复合支架的孔隙率和力学性能分析

不同含量的AB和BCP制备的PLLA／BCP多孔支架的孔隙率和压缩强度见图5。

图5 不同含量的AB和BCP制备的PLLA／BCP复合支架的孔隙率（a）和压缩强度（b）Fig.5 The porosity（a）and compressive strength（b）of PLLA／BCP composite scaffolds prepared with different contents of AB and BCP

从图5a可以看出，随着致孔剂AB含量的增加，PLLA／BCP复合支架的孔隙率明显增大，从52.2%增加到82.1%，达到了理想骨支架所要求的孔隙率；进一步增加AB的含量时，支架制备过程中流动性变得很差，不利于支架的成型。BCP含量对支架孔隙率的影响不明显，整体上随着BCP含量的增加孔隙率略有下降。这与ESEM分析结果一致，即随着致孔剂含量的增加，支架的孔径相互连通性更好，使得支架的孔隙率更大；而BCP的含量对支架孔洞的连通性影响不大。一般而言，支架孔隙率的增大会降低支架的力学性能。

从图5b可以看出，随着致孔剂AB含量的增加，PLLA／BCP复合支架的压缩强度不断降低，未添加BCP颗粒时AB含量从1g增加到5g，支架的压缩强度从0.78MPa降到了0.52MPa。随着BCP含量的增加，支架材料的压缩强度明显提高，当AB含量为1g、BCP含量由0g增加到2g时，支架的压缩强度从0.78MPa增加到了1.24MPa。但由于BCP与PLLA之间属于物理共混，支架在进行发泡反应时，AB含量过高时（如5g）引起的剧烈反应会使混在PLLA中过多的BCP脱落，此时加入的BCP含量越多，支架的压缩强度反而越低。

结合ESEM分析可知，在维持支架孔隙率不变的情况下，可以通过加入BCP提高支架的力学性能，即通过调控AB和BCP的含量可以控制支架的孔隙率和力学性能，从而满足理想的骨支架要求。

2.5 PLLA／BCP多孔复合支架亲水性能的分析

不同含量BCP制备的PLLA／BCP共混膜的接触角见图6。

从图6可以看出，纯的PLLA的亲水性能比较差，接触角高达（80.58±1.34）°；随着BCP含量的增加，材料的接触角不断降低、亲水性增加，当BCP含量为2g时，材料的接触角为（46.50±2.19）°。这是因为，BCP陶瓷粉末中的HA含有大量的亲水基团，使水溶液很容易浸润材料的表面。支架材料需要具有一定的亲水性能，以利于细胞的粘附以及营养液的吸收。

图6 不同含量BCP制备的PLLA／BCP共混膜的接触角Fig.6 The water contact angle of PLLA／BCP blending membranes prepared with different contents of BCP

3 结论

采用气体发泡法制备了PLLA／BCP多孔复合支架。随着致孔剂AB粒径的增大，支架的孔径尺寸相应增大；随着AB含量的增加，PLLA／BCP多孔支架的孔隙率不断增大，其力学性能呈下降趋势；随着BCP含量的增加，支架的孔隙率变化不大，但力学性能和亲水性能整体上升。通过调节致孔剂AB颗粒的粒径控制支架的孔径尺寸，通过调节AB和BCP的含量控制支架材料的孔隙率（52.2%～82.1%）、力学性能（压缩强度0.52～1.24MPa）以及亲水性能，制备的PLLA／BCP多孔复合支架能更好地满足骨组织工程的要求。

［1］ YOON J J，SONG S H，LEE D S，et al.Immobilization of cell adhesive RGD peptide onto the surface of highly porous biodegrada－ble polymer scaffolds fabricated by agas foaming／salt leaching method［J］.Biomaterials，2004，25（25）：5613－5620.

［2］ WEI G，MA P X.Partially nanofibrous architecture of 3Dtissue engineering scaffolds［J］.Biomaterials，2009，30（32）：6426－6434.

［3］ NIE L，CHEN D，SUO J，et al.Physicochemical characterization and biocompatibility in vitro of biphasic calcium phosphate／polyvinyl alcohol scaffolds prepared by freeze－drying method for bone tissue engineering applications［J］.Colloids Surf B Biointerfaces，2012，100：169－176.

［4］ MITTAL A，NEGI P，GARKHAL K，et al.Integration of porosity and bio－functionalization to form a 3Dscaffold：Cell culture studies and in vitro degradation［J］.Biomed Mater，2010，5（4）：045001.

［5］ NAM Y S，YOON J J，PARK T G.A novel fabrication method of macroporous biodegradable polymer scaffolds using gas foaming salt as a porogen additive［J］.Journal of Biomedical Materials Research，2000，53（1）：1－7.

［6］ CHEUNG H Y，LAU K T，LU T P，et al.A critical review on polymer－based bioengineered materials for scaffold development［J］.Composites Part B：Engineering，2007，38（3）：291－300.

［7］ CIAPETTI G，GRANCHI D，DEVESCOVI V，et al.Enhancing osteoconduction of PLLA－based nanocomposite scaffolds for bone regeneration using different biomimetic signals to MSCs［J］.Int J Mol Sci，2012，13（2）：2439－2458.

［8］ FENG J，CAI W，SUI J，et al.Poly（L－lactide）brushes on magnet－ic multiwalled carbon nanotubes by in－situ ring－opening polymerization［J］.Polymer，2008，49（23）：4989－4994.

［9］ JI C，ANNABI N，HOSSEINKHANI M，et al.Fabrication of poly－DL－lactide／polyethylene glycol scaffolds using the gas foaming technique［J］.Acta Biomater，2012，8（2）：570－578.

［10］ CURRAN J M，GALLAGHER J A，HUNT J A.The inflammatory potential of biphasic calcium phosphate granules in osteoblast／macrophage co－culture［J］.Biomaterials，2005，26（26）：5313－5320.

［11］ PARK T G.Perfusion culture of hepatocytes within galactose－derivatized biodegradable poly（lactide－co－glycolide）scaffolds prepared by gas foaming of effervescent salts［J］.Journal of Biomedical Materials Research，2002，59（1）：127－135.

［12］ NIE L，SUO J，ZOU P，et al.Preparation and properties of biphasic calcium phosphate scaffolds multiply coated with HA／PLLA nanocomposites for bone tissue engineering applications［J］.Journal of Nanomaterials，2012，2012：1－11.

［13］ MA J，WANG C，PENG K W.Electrophoretic deposition of porous hydroxyapatite scaffold［J］.Biomaterials，2003，24（20）：3505－3510.

［14］ SALERNO A，ZEPPETELLI S，DI MAIO E，et al.Processing／structure／property relationship of multi－scaled PCL and PCLHA composite scaffolds prepared via gas foaming and NaCl reverse templating［J］.Biotechnol Bioeng，2011，108（4）：963－976.