刘 敏，刘海蓉，卢奕丞，刘 超，刘 珏，阮建明



多孔CoTi生物材料的制备及性能

刘 敏1，刘海蓉2，卢奕丞1，刘 超1，刘 珏1，阮建明1

(1. 中南大学粉末冶金国家重点实验室，长沙 410083；2. 湖南大学材料科学与工程学院，长沙 410083)

以NH4HCO3为造孔剂，采用粉末冶金烧结法制备低弹性模量、高孔隙度、孔隙尺寸适中和生物相容性良好的多孔CoTi合金。借助X射线衍射仪、金相显微镜、扫描电镜和力学实验机等对多孔CoTi合金的物相组成、孔隙特征和力学性能进行检测与分析。通过扫描电镜观测MG-63细胞的黏附情况及动物体内植入实验，采用Alamar blue法测定细胞增殖率。结果表明，多孔CoTi合金的孔隙特征受造孔剂特性和烧结温度的影响，细胞正常黏附并增殖。其中烧结温度为1 000 ℃，添加21%的NH4HCO3造孔剂，可制备出性能优异的多孔CoTi合金，该合金孔隙度为53.97%，平均孔隙尺寸为122 μm，抗压强度44.8 MPa，弹性模量为2.16 GPa，这些孔隙特征和力学性能与人体松质骨相匹配，在培养6 h后MG-63细胞黏附形态完整，7d后增殖近一倍，植入动物体内12周后，材料与组织嵌合紧密，具有作为骨科替代材料的潜能。

多孔CoTi合金；孔隙特征；力学性能；增殖率

医用金属材料是较为常用的人体植入材料，包括不锈钢、钴(Co)基合金以及钛(Ti)合金[1]。其中，Co基合金具有较高的硬度和优异的耐磨损性能，同时，Co元素是人体所必需的微量元素，适量的Co对维持人体的正常生理功能和体内微生物的生长代谢有着重要意义[2]，因此Co基合金目前广泛应用于人工关节替代领域。当前应用的医用Co基合金弹性模量(210～253 GPa)远高于人骨(密质骨为4.4～28.8 GPa，松质骨为0.01～3.0 GPa)，植入物与骨之间难以实现适当的应力传递，产生应力屏蔽现象，从而在植入物周围出现骨变形问题，最终导致植入体松脱、失效[3]。此外，医用Co基合金主要分为钴铬钼(CoCrMo)合金和钴镍铬钼(CoNiCrMo)合金，这两类合金密度大，且Cr、Ni离子对人体组织有重大毒性和严重过敏反应，最终诱导有机体突变或癌变[4−5]。以上因素均使医用Co基合金的植入成功率和使用寿命受到限制。

多孔金属通过调整材料孔隙度来调节材料弹性模量以达到与人体组织相匹配的力学性能，同时多孔结构可以促进骨组织的内生长及植入区的生物整合[6]。金属Ti具有无毒、低密度、高强度及优异的生物相容性[7]，采用Ti替代有毒的Cr和Ni成分制备得到的CoTi合金既可保持Co基合金的良好耐磨性，又能降低合金毒性和过敏反应，提高合金的生物相容性。因此，多孔CoTi合金成为新型的理想人工关节替代材料。

目前，国内外制备CoTi合金的方法主要有：铸造法、自蔓延法、固态烧结法、凝胶注模法等[8−11]。但这几种方法普遍存在三方面的问题：(1) 获得的样品孔隙尺寸小，孔隙度低且分布不均匀，难以满足生物医学的应用需求；(2) 所制备样品的孔隙度可控性差；(3) 制备工艺复杂，成本较高。与以上方法相比，本研究采用的造孔剂法工艺简单，成本低，样品孔隙分布均匀，孔隙度高、孔径尺寸大，且孔隙度高度可控，并着重研究造孔剂特性和烧结温度对合金孔隙特征、力学性能和生物相容性的影响。

1 实验

原料选用Co粉(12 μm，纯度99.8%)、Ti粉(16 μm，纯度99.7%)和NH4HCO3(180 μm，纯度99.99%)。图1为NH4HCO3形貌图，NH4HCO3为六方晶系，呈多边形。将Co、Ti两种金属粉末按原子比51：49混合均匀后，分别加入质量分数为0、7%、14%、21%、28%的NH4HCO3造孔剂，并依次编号为A~E，继续混合 4 h后压制、烧结，烧结温度分别为900、950、1 000和1 050 ℃，保温2 h，烧结过程始终保持真空度 ＜10−2Pa。

图1 NH4HCO3形貌图

采用Archimedes法测定烧结试样的密度，烧结试样的孔隙度计算公式[11]为：

=1−/0(1)

式中：为Archimedes法测定的烧结试样的密度(g/cm³)；0为材料的理论密度(g/cm³)。

采用X 射线衍射仪(Rigaku-3014) 对试样进行物相分析，金相显微镜(MeF3A)及扫描电子显微镜(JSM-5200型)对试样的孔隙特征进行观测，并通过Image pro plus估算平均孔隙尺寸；利用材料力学实验机(Instron3369)检测试样的抗压强度和弹性模量。通过Alamar blue法分别测定培养1，2，5和7 d后细胞的增殖率，利用扫描电子显微镜(JSM-5200型) 观察MG-63细胞培养6 h后的黏附情况和植入动物体内后材料与骨组织界面的连接情况。

2 结果与讨论

2.1 XRD物相分析

图2为 950 ℃下合金B和E的XRD图谱，B合金主要生成CoTi相，在2为42.79°，62.12°，78.37°附近处有3个明显的衍射峰，分别对应CoTi相的(110)、(200)和(211)晶面，各衍射峰强度与标准图谱符合很好。B和E的图谱均未检测到NH4HCO3及其分解产物的残留峰，说明7%~28%含量的NH4HCO3在低温下完全分解去除，因此添加不同含量造孔剂对合金物相组成影响不大。

图2 烧结样品的XRD图谱

2.2 造孔剂对多孔合金孔隙特征的影响

图3为950 ℃下添加不同含量造孔剂后合金的孔隙形貌图。添加造孔剂后，合金孔隙尺寸显著增大，孔隙分为两部分。一部分孔隙孔径为100～200 μm，呈不规则多边形，对比原始NH4HCO3颗粒形貌(图1)，两者形貌相似，分析可知该孔隙由造孔剂分解后留下，此外烧结样品孔隙尺寸比NH4HCO3尺寸小，因为烧结过程孔隙凹面表面张力作用，孔隙周围的空位浓度增大，过剩的空位浓度将加速孔隙周围空位与基体原子的交换速率，从而导致孔隙收缩[12]。因此，烧结后样品中该部分孔隙形态特征与生坯中NH4HCO3颗粒形状和尺寸大小直接相关，从而造孔剂法制备的多孔CoTi合金孔隙特征具有遗传性。另一部分为 35 μm以下的小孔隙，这部分小孔隙可能是由Co、Ti粉末颗粒间的搭接、单向扩散或烧结反应过程中金属粉末体积收缩所致[13]。BUCHOLZ等[14]研究认为骨替代材料孔径范围在100～500 μm之间最适宜骨组织的长入，在孔径大小保持一定的情况下，骨组织的长入与植入材料的孔隙度成正比[15]，其中大孔有利于骨组织的长入，小孔则有利于纤维结缔组织的连接。因此，本实验制备的多孔CoTi合金在孔隙度和孔径尺寸方面满足骨组织长入的基本条件。其中添加质量分数为14%～28%的NH4HCO3样孔隙度较高(48.09%～63.71%)，平均孔隙尺寸适中(121～138 μm)，孔隙分布情况良好，且小孔隙占孔隙度的20%～30%，小孔隙和大孔隙间相互连接，起到沟通主孔隙与周围环境之间的桥梁作用。

图3 不同造孔剂含量下合金的孔隙形貌

表1为950 ℃，添加不同造孔剂含量后合金的孔隙特征。当造孔剂含量由0增至14%时，孔隙度由25%提高到48.09%，平均孔隙尺寸从34 μm增至121 μm；当造孔剂含量由14%增至28%时，孔隙度由48.09%增至63.71%，而平均孔隙尺寸变化不大，由121 μm增至138 μm，比未加造孔剂时增加了近4倍。随造孔剂含量增加，样品孔隙度呈线性增大，而平均孔隙尺寸变化呈抛物线趋势，前期增长快，后期增长放慢。因此，通过在生坯中加入不同含量的NH4HCO3造孔剂，可以较好地控制样品的孔隙度和孔隙尺寸。

表1 孔隙度和平均孔隙尺寸与造孔剂含量的关系

2.3 烧结温度对孔隙特征的影响

表2所列为添加14% NH4HCO3后合金在不同烧结温度下的孔隙特征，图4为其对应的孔隙形貌图。由表2可知，随烧结温度升高，材料直径收缩率明显增加，由4.42%提高至6.33%；孔隙度由48.08%下降至45.61%；平均孔隙尺寸由119 μm增大至136 μm。这种变化符合粉末烧结原理[11]：原料颗粒的搭接和造孔剂分解后留下大量孔隙，孔隙表面存在过剩空位浓度，空位由孔隙体积扩散或晶界扩散至晶界而湮灭，较高的烧结温度可以促进烧结颈的晶界向颗粒内移动，引起烧结体的收缩。因此，随烧结温度升高，合金收缩增大，孔隙度降低。

表2 不同烧结温度下多孔CoTi合金的孔隙特征

图4所示为不同温度下合金C的孔隙形貌。由图可看出，当烧结温度为900 ℃时，孔隙多为不规则形，当烧结温度增至1 000 ℃时，孔隙变得圆滑，且部分小孔隙消失或被临近大孔吞并，孔隙分布趋于均匀。随烧结温度升高，大孔隙形貌由不规则形向近圆形过渡，孔隙趋于球化，孔壁边缘逐渐光滑化，这种趋势在1 000 ℃后较为明显，因此后续实验均采用1 000 ℃进行烧结。小孔隙数量随烧结温度提高而逐渐减少，但孔径尺寸有所增加。不同大小的孔隙内表面存在空位浓度梯度，大孔隙的空位浓度比小孔隙低，因此小孔隙表面的空位向大孔隙迁移，大孔隙表面原子向小孔隙流动，大孔隙继续长大，小孔隙逐渐缩小直至消失。另外，从热力学角度，整个合金体系将向能量降低的方向进行，圆形的孔隙具有最小的表面积，温度升高有利于动力学过程中能垒的跨越，因此孔隙更容易球化。本研究中造孔剂为多边形，“继承”了造孔剂形貌后的孔隙也呈多边形，但当烧结温度为1 000 ℃时，孔隙形貌趋于近球形，因而，可以通过提高烧结温度对孔隙形貌进行微调。

2.4 力学性能

力学性能是评价骨科生物材料的重要标志，理想的骨科生物材料应既具有良好的引导成骨的功能，又可以承受一定载荷[16]，其中抗压强度和弹性模量是评价材料力学性能的重要标志。制备低弹性模量、高强度、与人体力学性能相匹配的生物材料，是改善植入体与人体应力屏蔽问题的关键。表3所列为本研究工作中添加造孔剂后合金的抗压强度和弹性模量与现有生物材料的对比[17−19]。通常，烧结体密度越高，相应的强度也越高，力学性能越好。分析发现，1 000 ℃下添加14%～21%造孔剂后多孔CoTi合金的孔隙度为45.61%～53.97%，抗压强度在45～78 MPa之间，弹性模量在2～3 GPa之间，具有与人体松质骨相似的弹性模量和力学性能。而添加28%造孔剂后，合金孔隙度高达61.59%~69.69%，相对密度也低，减小了孔壁的相对厚度，因此，孔壁抵抗力和孔穴的坍塌抵抗力均降低，从而弹性模量和抗压强度均降低。

图4 不同温度下C合金的孔隙形貌

表3 多孔CoTi合金与其他生物材料的力学性能

对不同烧结温度下的造孔剂含量和合金孔隙度作图，如图5(a)所示，孔隙度与造孔剂的添加量基本呈线性关系，且随烧结温度升高，孔隙度下降。图5(b)为不同烧结温度下合金的孔隙度与弹性模量的拟合结果，可以看到，弹性模量随孔隙度增大而降低，两者也呈线性相关。因此，可以通过不同的造孔剂添加量和烧结温度以实现对孔隙度的准确调控，进而调节弹性模量，获得结构和性能最优的多孔CoTi合金，在更大范围内调节多孔材料与自然骨的匹配度，使多孔CoTi合金不仅具有一定的强度，为新生组织提供支撑，同时具有与人体相似的弹性模量，有利于减轻应力屏蔽效应，延长植入体的使用寿命。

2.5 细胞黏附、增殖和植入实验

成骨细胞在种植体表面的黏附对种植体骨界面骨性结合的形成至关重要[20−21]，图6所示为MG-63细胞在烧结温度为1 000 ℃所制备的合金D上培养6 h后的形貌图。从图中可以看到，细胞在合金表面可以正常黏附，细胞呈椭圆型，大小约为10~15 μm，细胞开始伸出细小伪足与材料接触，细胞有铺展的趋势，黏附情况良好。

结合孔隙特征和力学性能，选取1 000 ℃下烧结得到的合金B-D，分别测定1，2，5和7 d后的细胞增殖率，结果如图7所示。随培养时间延长，细胞均出现增殖，其中以添加21% NH4HCO3的合金D增殖率最高，在培养7 d后细胞增殖了近一倍。

图5 不同温度下合金孔隙度与NH4HCO3添加量和弹性模量的关系

图6 MG-63细胞培养6 h后的黏附形貌图

图7 合金B-D的增殖率

细胞在材料表面黏附和繁殖的能力受表面形貌的影响，粗糙多孔的表面结构能够促进细胞的黏附[22]。SERGO等[23]发现高的表面能对细胞黏附和增殖都是有利的，孔隙的存在为细胞黏附和增殖提供了足够的场所，合金B~D均出现增殖，因此合金细胞相容性良好，而高孔隙度的种植体具有更大的表面能，因此孔隙度最高的合金D增殖率最大。

生物医用材料的一个主要缺点是没有生物活性且在植入后难以和组织产生密切嵌合[24]。体内实验直接以外科手术将材料植入动物体内，可更加直观且有效地判断骨和周围其它组织对材料的反应与结合情 况[25]。图8为合金D植入实验兔12周后，合金与骨质结合的宏观(8(a))和微观(8(b)，8(c))形貌图。图8(a)中骨质与材料结合紧密，难以去除，咬除表面骨质后可见孔隙内同样被新生骨质填充。图8(b)为放大条件下对单一孔隙内成骨情况的观察，箭头所指区域被新生骨质填充，可见清晰的新生骨小梁结构，已经与孔隙内壁发生紧密结合，孔隙内有新骨的生成与长入，继续放大后(图8(c))可见多孔CoTi合金表面钙盐沉积及新生骨小梁的微观结构，材料原本的孔隙被新生骨组织替代，充分保证了植入材料在生物体内的力学稳固性，具有较好的骨传导性和骨整合能力。

图8 合金D植入兔体内12周后的形貌

3 结论

1) 采用造孔剂法制备了孔隙度在25%～70%内可调控，平均孔隙尺寸在70～140 μm之间，弹性模量小于5 GPa的多孔CoTi合金。孔隙度与造孔剂添加量呈线性相关，可准确调控合金的孔隙度，进而调节弹性模量，减轻植入体和人骨之间的应力屏蔽问题。孔形与造孔剂形状密切相关，具有形状和尺寸遗传性；当造孔剂含量一定时，随烧结温度升高，合金孔隙度下降，孔隙趋于球化。

2) 烧结温度为1 000 ℃，添加21%的NH4HCO3造孔剂，可制备出性能最优的多孔CoTi合金。该合金孔隙度为53.97%，平均孔隙尺寸122 μm，抗压强度44.8 MPa，弹性模量2.16 GPa，其孔隙特征和力学性能与人体松质骨相匹配，培养6h后出现明显的细胞黏附，7 d后增殖近一倍，植入动物体内12周后与骨组织紧密嵌合，具有较好的骨传导性和骨整合能力，有望成为继钴铬合金后理想的新型人工关节替代材料。

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(编辑 高海燕)

Fabrication and properties of porous CoTi biomaterials

LIU Min1, LIU Hai-rong2, LU Yi-cheng1, LIU Chao1, LIU Jue1, RUAN Jian-ming1

(1. State Key Laboratory of Powder Metallurgy, Central South University, Changsha 410083, China;2. School of Materials Science and Engineering, Hunan University, Changsha 410083, China)

CoTi alloys with low elastic modulus，high porosity, moderate pore size and good biocompatibility were prepared using NH4HCO3as pore-forming agent through powder metallurgy. The phase composition，microstructure and mechanical properties of porous CoTi alloys were investigated by X-ray diffraction，metallographic microscope，scanning electron microscope and mechanical testing instrument. Adhesion of MG-63 cells and vivo experiments on animals were observed by scanning electron microscope, and its proliferate rate was evaluated by Alamar blue method. The results show that the pore characteristics can be affected by the feature of the pore-forming agents as well as the sintering temperature，MG-63 cells can adhesion and proliferation properly; Porous CoTi alloy sintered at 1 000 ℃ with 21% addition of NH4HCO3pore-forming agent exhibits the best performance, with the porosity, average pore size，compressive strength and elastic modulus being 53.97%, 122 μm，44.8 MPa and 2.16 GPa respectively. The pore characteristics and mechanical properties coincide with the human cancellous bone, the MG-63 cells adhered on the surface for 6 h have perfect form and structure, and the number of cell is nearly doubled after 7 days. The materials and organization are tightly bound after implanted into the animals for 12 weeks, which indicates that porous CoTi alloys have the potential as bone substitute materials.

porous CoTi alloy; pore feature; mechanical properties; proliferation rate

TG146.1

A

1673-0224(2015)6-873-08

中南大学中央高校基本科研业务费专项资金资助(2012zzts012)；湖南省博士生科研创新项目(CX2013D055)；国家自然科学基金资助项目(No.51274247)；国家高技术研究发展计划(863计划)资助项目(2012BAE06B00)

2014-11-27；

2015-01-19

阮建明，教授，博士。电话：0731-88876644，E-mail: jianming@mail.csu.edu.cn