利用超临界发泡技术和增强剂对聚合物骨支架进行机械改性（第二部分）：涵盖所有PLGA比例的情况分析

《Polymer》：Mechanical enhancement of polymeric bone scaffolds using supercritical foaming and reinforcing agents (II): a full picture for all PLGA ratios.

　　F. Carrascosa | M.T. García | M.J. Ramos | J.M. García-Vargas | J.F. Rodríguez | I. Gracia
化学工程系，卡斯蒂利亚-拉曼查大学化学学院，Camilo José Cela大道12号，Ciudad Real，13071，西班牙

**摘要**
背景
骨组织工程需要具备生物相容性、生物降解性和机械性能的生物材料。聚(D,L-乳酸-羟基乙酸)（PLGA）是一种多功能聚合物，其降解速率和机械性能在很大程度上取决于乳酸与羟基乙酸的比例。本研究评估了不同成分的PLGA共聚物的压缩行为，并基于最优配方开发了增强型支架。

**方法**
分别使用PLGA 50:50、75:25、85:15和90:10通过超临界CO2发泡技术处理，以评估它们的形态和机械性能。在确定PLGA 85:15为最优配方后，将其与20重量%的镁（Mg）、氢氧化镁（Mg(OH)2或羟基磷灰石（HAp）进行熔融挤出，以制备增强型支架。使用扫描电子显微镜（SEM/EDS）、X射线衍射（XRD）、差示扫描量热法（DSC）和压缩测试表征了其形态、结构和机械性能。通过三因素析因设计及方差分析（ANOVA）评估了压力、温度和成分的影响。

**主要发现**
增加乳酸含量可提升压缩强度，在85:15的比例下达到最佳效果，非增强型泡沫的压缩强度为258.10 kPa，而PLGA 90:10无法发泡。增强型PLGA 85:15支架具有高孔隙率（>75%），平均孔径为500 μm，其机械强度与松质骨相当。Mg(OH)2和HAp制备的复合材料最为均匀且坚固，压缩强度可达7.26 MPa，而松质骨的压缩强度为4.2 MPa。通过控制聚合物比例和增强材料，制备出了无溶剂、机械性能良好且孔隙率高的支架，适用于承重骨再生。

**1. 引言**
骨损伤和缺陷在再生医学中具有挑战性，因为它们需要生物相容性、生物降解性和机械强化的替代材料[1]。当前社会面临多种先天性和后天性骨病，使得骨成为全球第二大移植组织[2]。传统解决方案如金属移植物或骨移植常存在移植物排斥、感染或机械故障等限制。在这种背景下，骨组织工程作为一种有前景的解决方案应运而生，特别是利用基于对骨特性及其基本属性深入了解设计的生物材料[3]。
从这一角度来看，设计能够支持骨再生的支架被认为是骨组织工程的核心策略[4]、[5]、[6]、[7]。在各种提出的生物材料中，可降解聚合物（如聚(lactic-co-glycolic acid)（PLGA）因具有生物相容性、可调性能和可控降解特性而受到广泛关注[8]、[9]、[10]、[11]。PLGA是由乳酸和羟基乙酸组成的共聚物；由于羟基乙酸是非手性的，而乳酸是手性的，因此引入了立构变化。根据所用乳酸酯的不同，PLGA可以来源于L-乳酸酯（形成更规整的半结晶结构）或D,L-乳酸酯（形成主要为非晶结构）。此外，乳酸与羟基乙酸的比例可以广泛调整，从而精确控制关键物理化学性质。这种组合的组成和立构可调性使PLGA成为生物医学应用中的多功能材料。在超临界CO2处理过程中，基于D,L-乳酸酯的PLGA更具优势，因其非晶性质促进了更均匀的CO2扩散，使孔隙形成和生长过程在更温和和可重复的条件下进行。因此，本研究选择了外消旋PLGA（以下简称PLGA）。尽管具有这些优势，但仍需提高PLGA基支架的机械性能以满足骨替代应用的要求。
我们的研究小组已经解决了这一问题，使用PLGA 75:25比例制备了添加了镁、氢氧化镁和羟基磷灰石的增强型支架[12]。本研究采用了一种全新的全生物相容性方法，通过熔融挤出增强剂并与超临界CO2发泡结合，确保增强剂的均匀分散，从而形成结构明确的多孔支架。值得注意的是，整个制备过程均在无溶剂条件下进行，从而保持了材料的生物相容性，为骨组织工程应用提供了一种安全有效的替代方案。结果令人鼓舞：添加了氢氧化镁和羟基磷灰石的支架分别表现出1.85 MPa和3.81 MPa的压缩强度，并保持高孔隙率和目标孔径，这些数值与松质牛骨相当。这些发现突显了所开发方法制备结构和机械性能合适支架的潜力。

然而，仍需优化某些方面。提高PLGA基支架的机械性能可显著扩展其应用范围，确保在整个骨再生过程中结构和稳定性的耐受生理负荷。此外，调节降解速率可能实现针对缺陷的个性化及临床适用的治疗策略[13]、[14]、[15]。本文旨在系统且一致地评估不同乳酸与羟基乙酸比例的PLGA共聚物的压缩行为，涵盖广泛的组成范围（50:50至90:10）。通过系统分析这些材料在压缩载荷下的机械响应，建立了共聚物组成、超临界CO2发泡性能与最终机械性能之间的直接关联。发现PLGA的最佳比例为85:15，为高孔隙率和机械性能优异的结构提供了设计依据。理解这些关联对于优化生物医学应用中的PLGA基系统至关重要，因为在生理应力下保持机械完整性通常是关键要求。

**2. 材料与方法**
2.1. 材料
PLGA（乳酸:羟基乙酸比例为50:50、75:25、85:15和90:10）由Corbion Purac（荷兰）提供。所有PLGA型号均为聚(D,L-乳酸-羟基乙酸)（PDLLGA），为简便起见统称为PLGA。镁粉来自Panreac（西班牙），氢氧化镁（Mg(OH)2和羟基磷灰石（Ca5(PO4)3(OH)）由Sigma-Aldrich（西班牙）提供。二氧化碳由Air Liquide（西班牙）提供。所有试剂均为分析级，无需进一步纯化即可使用。
2.2. 实验方法
实验方法基于先前描述的方案[12]。整个过程分为两个主要步骤：熔融挤出和高压发泡。首先，在小瓶中将PLGA与增强剂以20% w/w的比例物理混合以确保均匀分布。然后将混合物放入预加热至95 °C的实验室级挤出机（Dynisco），转速为180 rpm。接着，将每种配方的0.4 g材料放入手工制作的PTFE模具中，再放入高压容器中。容器被加热并加压至预定实验条件，维持2小时以使CO2充分渗透到聚合物基质中。最后通过排放阀手动控制减压过程，流量由涡轮流量计监测，所有实验的减压速率为6 bar/min。
2.3. 实验设计与统计分析
本研究的发泡条件基于先前的研究成果，采用三因素析因设计，在响应曲面上进行重复实验以优化发泡过程。表1总结了三因素设计的各个水平。平均孔径和机械强度作为泡沫结构的响应变量。实验包括纯PLGA以及添加了镁（Mg）、氢氧化镁（Mg(OH)2和羟基磷灰石（HAp）的样品（选择这些成分不仅因其机械增强作用，还因其生物学意义[12]）。每组实验重复进行两次。
2.4. 结构与形态表征
使用Quanta 250扫描电子显微镜（FEI公司）和钨丝在10 kV电压下对泡沫的内部形态进行观察。通过ImageJ软件测量SEM图像中的孔径确定平均孔径。此外，还使用能量分散X射线光谱（EDS）评估增强剂在泡沫中的存在和分布。EDS测量通过集成在SEM仪器中的分析系统完成。
孔隙率通过以下公式计算得出：
(1)
泡沫的体积密度（ρb）为样品质量与其总体积之比，质量通过分析天平测量；体积通过Solutionix Rexcan DS3 Silver系统三维扫描确定，扫描结果由Geomagic Wrap? 3D Systems软件处理和分析。聚合物的真实密度（ρ）通过AccuPyc 1330氦密度计测量确定。
2.5. 机械测试
使用MTS Criterion? C43设备进行压缩强度测试，加载单元容量为1 kN。泡沫样品为长方形。样品的最终尺寸受生成泡沫块形态限制，从而影响宽度和高度。为确保测量的有效性，使用不同粒度的锉刀将加载面平整并抛光，以获得平坦、平行和光滑的表面，因为表面不平整会导致应力集中并改变应力-应变响应。测试在室温下进行，直到材料塌陷或变形达到60%，应变率为10 μm/s。比较分析基于加载循环中材料达到的最大应力。Smax定义为应力-应变曲线开始前的最大应力。
2.6. X射线衍射（XRD）
使用Philips X’pert MPD仪器和CuKα射线（λ =0.15404 nm）进行XRD分析，以确定聚合物的结晶度。衍射2θ范围为5°?50°，扫描速率为0.0125 °?s-1。半高宽（FWHM）用于比较聚合物的结晶度，通过Panalytical HighScore软件计算。
2.7. 差示扫描量热法（DSC）
使用DSC Q1000（TA Instruments）分析聚合物的热行为。将6–10 mg的样品密封在铝盘中，在氮气氛围中以5 °C·min-1的速率从-20 °C加热至200 °C。分析使用第二次加热循环的曲线。

**3. 结果**
使用共聚物的一个关键优点是它们组成的可调性，可精确控制各组分的比例，从而针对特定生物医学应用微调物理化学性质。对于聚(D,L-乳酸-羟基乙酸)（PLGA），乳酸与羟基乙酸比例的变化显著影响两个关键参数：机械稳定性和降解速率。这些参数在骨组织工程支架设计中尤为重要，因为材料必须在降解过程中保持结构完整性，并与组织再生速度相匹配。本研究考察了不同单体比例的PLGA共聚物的物理化学性质，并比较了使用超临界CO2制备的PLGA泡沫的形态和机械特性。在测试的组成中，PLGA 85:15在压缩强度方面表现最佳，因此被选为进一步增强的对象。进行了详细的统计分析，研究发泡过程中的压力和温度影响，特别关注孔径分布和压缩强度。最后，比较了不同PLGA比例的增强型支架的压缩性能，以评估组成对最终结构机械性能的影响。

**3.1. 不同PLGA的属性**
PLGA共聚物在机械强度和降解速率方面具有可调性，使其在骨组织工程中具有广泛的应用潜力。许多研究探讨了乳酸与羟基酸的比例如何影响使用超临界流体发泡技术制造的支架的特性[16]、[17]。这种加工方法以生产高度多孔且相互连接的结构而闻名，对聚合物组成非常敏感，这直接关系到最终支架的机械完整性和生物降解特性。特别是在降解时间方面，增加聚乳酸（PLA）的比例会增强共聚物的疏水性，从而导致降解速度减慢以及在体内的时间稳定性增强[13]。Middleton等人[18]系统地报告了各种聚合物的物理性质，其总结见表2。在这些聚合物中，降解时间根据共聚物组成的不同而有显著差异。具体来说，乳酸与羟基酸比例为50:50的聚乳酸-羟基酸共聚物（PLGA）在大约1-2个月内会降解。相比之下，PLGA 75:25的降解速度较慢，需要4到5个月，而PLGA 85:15的降解时间约为5到6个月。这种可控的降解动力学与机械性能之间的平衡使得该材料能够适应特定的临床和生物学需求。

表2. Middleton等人[18]报告的各种PLGA配方的关键物理性质总结

| 聚合物 | 熔点（°C） | 玻璃化转变温度（°C） | 降解时间（个月） |
|---------|--------------|------------------------|------------------------------------------|
| PLGA 50:50 | 无定形 | 45–50 | 1-2 |
| PLGA 75:25 | 无定形 | 50–55 | 4-5 |
| PLGA 85:15 | 无定形 | 50–55 | 5-6 |

我们的研究通过图1中的XRD和DSC曲线进一步验证了这些结果。所有三种配方的XRD图谱（图1a）都显示出PLGA特有的宽而定义不清的峰，表明所有组成中都存在高度的结构无序和大量的无定形成分。如图1a所示，当从PLGA 50过渡到PLGA 75和PLGA 85时，FWHM逐渐减小。尽管这三种材料主要以无定形结构存在，但乳酸含量的增加可能引入了更高的结晶特性，表现为链堆积的改善和短程有序性的增强。DSC分析（图1b）显示，随着PLGA共聚物中乳酸含量的增加，玻璃化转变（Tg）峰逐渐变宽。值得注意的是，在PLGA85配方中，Tg信号出现了分裂，表明可能存在相分离或多重具有不同松弛行为的无定形区域。此外，Tg向更高温度的偏移表明由于更硬的乳酸单元比例的增加，链的移动性降低。

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图1. PLGA50、PLGA75和PLGA85。a) X射线衍射图，显示峰最大值和FWHM；b) DSC热图，显示玻璃化转变温度（Tg）。

多孔支架的压缩强度主要受材料本身的性质及其内部结构的影响，特别是孔隙率和孔径大小。因此，为了有意义地比较通过超临界发泡技术制造的支架的机械性能，必须标准化样品的平均孔径大小。这确保了观察到的压缩行为差异可以归因于材料组成而不是形态变化。

在骨组织工程支架中，平均孔径的“功能优化”反映了质量传输/血管生成与承载能力之间的平衡。较大的大孔隙可以减少扩散阻力并促进血管侵入和层状骨形成，但代价是固体分数减少和强度降低。跨材料和结构的研究一致表明，孔隙大于300 μm可以增强毛细血管生长和骨形成，许多研究认为350-500 μm是一个实用的范围，能够在保持足够机械完整性的同时支持强健的骨形成[19]、[20]、[21]、[22]。锚定到宿主形态上，小梁骨本身的孔径通常在300–500 μm之间，这进一步支持了这一目标范围[22]。基于此，为了最大化促血管生成的信号并设定一个保守的（机械要求较高的）基准，本研究选择了500 μm的平均孔径大小，对应于报告的最佳范围的上限。

表3列出了基于PLGA的聚合物的结果。这些发现与文献中的先前报告[23]、[24]、[25]一致，其中增加乳酸含量会导致材料变得更硬，从而生产的支架具有更高的压缩强度。值得注意的是，虽然生物医学应用中确实存在乳酸含量低于50%的PLGA配方，但它们作为标准现成的PLGA等级用于支架制造的情况较少。一般来说，增加羟基酸含量会加速降解，并可能不利地影响加工性能和机械性能，这可能限制它们在某些特定应用中的适用性[26]。此外，由于材料的脆性，无法获得适合压缩测试的PLGA 50:50样品。PLGA 75:25的最大压缩应力为32.76 kPa，而PLGA 85:15的压缩应力显著增加到258.10 kPa。基于这些观察，尝试通过测试PLGA 90:10来进一步增加乳酸含量。然而，在所使用的加工条件下无法成功发泡这种配方。这些结果定义了在所研究条件下高效发泡的上限组成范围，同时确认PLGA 85:15在发泡性和机械强度之间提供了最佳平衡。

然而，所研究材料的压缩强度仍低于承重骨植入应用所需的阈值，其中机械要求显著更高，应该接近天然骨的水平。我们的研究小组之前已经通过结合熔融挤出与超临界发泡的新的无溶剂工艺成功地提升了PLGA 75:25支架的压缩性能[12]。基于这种方法，将相同的增强策略应用于已经表现出优越机械性能的PLGA 85:15支架的假设变得合理，因为它可能产生比PLGA 75:25更强韧的材料。

3.2. 增强的PLGA85支架
3.2.1. 高压CO2发泡性
聚合物泡沫在骨再生应用中的工业可行性关键在于实现稳健的发泡过程。这种控制能够再生多样的孔结构，通过适当选择加工条件来定制支架的制造。在本研究中，所有选定的加工水平（表1）都成功进行了发泡，包括添加了不同增强剂的配方——镁（Mg）、氢氧化镁（Mg(OH)2）和羟基磷灰石（HAp）。所有配方在施加的条件下都显示出有效的发泡效果。无论是增强还是非增强的，基于PLGA 85:15形成的泡沫都具有刚性、紧凑性和耐用性，并能随时间保持其结构完整性。

值得注意的是，CO2与PLGA的相互作用显著降低了玻璃化转变温度（Tg），在选定的条件下促进了聚合物的橡胶态——这些条件是有意设置高于Tg的。这种转变促进了CO2进入聚合物基质的扩散和聚合物链的重组，从而使发泡过程更加容易和有效[27]。有趣的是，基于PLGA 85:15的泡沫显示出比PLGA 75:25对应的泡沫更高的延展性和韧性。无论加工水平如何，所有含有增强剂的配方都观察到表面硬度和整体机械强度的明显增加——这些发现即使通过简单的视觉和触觉检查也显而易见。

图2显示了在200巴和42°C下获得的样品的SEM和EDS显微图，例证了在每个测试条件下观察到的可重复的形态和组成趋势。使用扫描电子显微镜（SEM）和能量分散X射线光谱（EDX）评估了发泡支架的形态特性。SEM图像（第1列，图2）显示孔结构主要是球形的，并在整个基质中均匀分布，无论使用了哪种增强剂，孔径范围都保持一致。EDX的元素分析提供了增强剂在聚合物网络中的空间分布的见解。图2的上行显示了原始PLGA支架的EDX光谱，如预期，仅显示与聚合物骨架相对应的碳和氧信号，作为后续比较的参考。对于添加了Mg(OH)2和羟基磷灰石（HAp）的泡沫，EDX映射显示了均匀的元素分布，表明添加剂的有效整合。相反，Mg增强的泡沫表现出明显的镁分布不均，局部富集区域与增强相几乎不存在的区域交错。

3.2.2. 孔隙率
从组织学上讲，骨可以主要分为皮质骨和小梁骨。在这些类型中，组织工程主要关注小梁骨。如图3所示，未增强的PLGA85支架表现出最高的孔隙率（约85%），而添加Mg、Mg(OH)2和HAp后孔隙率有所降低（78–82%）。尽管这些差异在某些情况下具有统计显著性（p < 0.05），但所有配方的孔隙率都保持在75%以上，这一阈值通常被认为适合营养物质的扩散和血管侵入[28]、[29]、[30]。这些发现表明，添加无机材料对支架的孔隙率影响很小，同时可能提高了它们的机械性能，为骨组织工程应用提供了有利的平衡。

3.2.3. 孔径大小统计分析
通过高压CO2加工形成孔隙完全受加工参数的控制，特别是CO2与聚合物接触时的压力和温度。为了评估这些加工条件对支架性能的影响，进行了统计分析，考虑了超临界发泡过程中施加的压力和温度与平均孔径大小的关系。这种统计方法为优化加工参数提供了稳健和客观的基础，以实现具有可重复性能的支架，以满足组织工程应用的要求。图4a中的Pareto图显示，在95%的置信区间（α = 0.05）内，压力对孔径大小有显著影响。具体而言，压力对支架的平均孔径大小有负面影响，图4b详细说明了这一影响。对于所有增强剂，也观察到了相同的结果。

为了进一步深入分析，对本研究（PLGA85）的结果与我们之前的工作（PLGA75）的结果进行了统计比较。为此，选择了三个独立变量：压力、温度和聚合物比例，以评估聚合物组成的变化是否影响所选响应，即平均孔径大小。结果总结在Pareto图中（图5），清楚地表明压力是唯一的具有统计显著性的独立变量（α = 0.05），再次显示出负面影响。此外，AB交互作用也达到了统计显著性。这种压力-温度相互作用与二氧化碳（CO2）密度密切相关，而二氧化碳密度是一种物理性质，在发泡过程中对成核和孔隙生长起着关键作用。下载：下载高分辨率图像（133KB）下载：下载全尺寸图像图5. 通过Statgraphics? Centurion获得的孔径响应的统计分析图表。压力（A）、温度（B）和聚合物比例（C）及其主要显著相互作用的标准化帕累托图。标准化效应超过临界线的因素在95%的置信水平下被认为是显著的。灰色条形表示与孔径增大相关的因素，蓝色条形表示与孔径减小相关的因素。纯PLGA85的结果。3.2.4. 力学性能统计分析为了评估泡沫的力学强度，统计分析了发泡过程变量（即压力和温度）对力学强度的影响。研究的统计评估是通过第2.3节详细描述的实验方法进行的。图6中的帕累托图表明，压力是唯一一个对泡沫的最大压缩应力产生统计学显著影响的因素（显著性水平为95%，α = 0.05）。这种效应被证明是增强的，这与之前讨论的压力对平均孔径的逆向影响一致（见前一节）。这两个变量本质上是相互关联的：较大的孔径通常会导致结构更弱的泡沫，从而降低其压缩强度。下载：下载高分辨率图像（129KB）下载：下载全尺寸图像图6. 通过Statgraphics? Centurion获得的Smax响应的统计分析图表。a) 压力（A）和温度（B）及其相互作用的标准化帕累托图。标准化效应超过临界线的因素在95%的置信水平下被认为是显著的。灰色条形表示与孔径增大相关的因素，蓝色条形表示与孔径减小相关的因素。b) 显著变量的主效应图。纯PLGA85的结果。同样，这些结果也与之前研究[12]中报告的结果进行了比较。如前所述，使用压力、温度和聚合物比例作为独立变量，压缩强度（Smax）作为响应变量进行了统计分析。图7a所示的标准化帕累托图显示，压力是影响Smax的最具影响力的且统计上显著的因素，具有明显正向效应。这一发现进一步强调了饱和压力在发泡过程中的关键作用，因为它控制着CO2的溶解度和过饱和度，进而控制孔隙的成核和生长。共聚物组成（PLGA 75:25 vs. 85:15）也显示出显著的影响，表明聚合物结构调节了形态响应，这可能是由于链移动性、热稳定性和机械刚度的变化。相比之下，温度本身没有达到统计学显著性。然而，AB（压力–温度）、AC（压力–聚合物比例）和BC（温度–聚合物比例）的相互作用都超过了显著性阈值，表明Smax不仅受单个变量的主效应影响，还受它们共同作用的影响。具体来说，AB相互作用表明压力的效应受到温度的调节，这与压力–温度依赖的CO2扩散性和密度变化一致。AC相互作用表明压力的影响还受到聚合物组成的影响，可能是由于CO2亲和力和链动态的差异。最后，BC相互作用揭示了温度效应也取决于聚合物类型，可能反映了玻璃转变行为和热稳定性的变化。图7b显示了两个对Smax显著的独立变量的效应图。下载：下载高分辨率图像（149KB）下载：下载全尺寸图像图7. 通过Statgraphics? Centurion获得的Smax响应的统计分析图表。a) 压力（A）、温度（B）和聚合物比例（C）及其主要显著相互作用的标准化帕累托图。标准化效应超过临界线的因素在95%的置信水平下被认为是显著的。灰色条形表示与孔径增大相关的因素，蓝色条形表示与孔径减小相关的因素。b) 显著变量的主效应图。纯PLGA85的结果。图8提供了最大压缩强度（Smax）结果的概述，显示了两个显著趋势。首先，PLGA 85:15乳酸与甘氨酸的比例始终表现出比PLGA 75:25更高的压缩强度，无论使用了何种增强剂。这种改进不仅在纯聚合物中观察到，也在所有复合配方中观察到。其次，对于PLGA85和PLGA75，添加氢氧化镁和羟基磷灰石都显著提高了力学强度，超过了未经增强的样品或仅用金属镁增强的样品。下载：下载高分辨率图像（230KB）下载：下载全尺寸图像图8. PLGA75和PLGA85作为增强剂函数的比较平均压缩强度性能。每种聚合物使用了18个样品（n=18）。柱状图表示数据的平均值，条形图表示标准差。3.3. PLGA与小梁骨的比较性能表4汇总了根据其接近500 μm平均孔径（被认为是支撑骨生长和血管化的最佳尺寸）选择的样品的数据。该表提供了PLGA85（本研究）、PLGA75（如Carrascosa等人[12]报道）和PLGA50（为了提供更广泛的背景）的力学性能和结构特性的比较 overview，这些数据是根据Halgrin等人[31]描述的小梁骨的压缩强度值进行基准测试的。这种比较有助于更好地理解聚合物组成的变化如何影响与天然骨组织相关的力学性能。表4. 不同配方的PLGA支架增强剂（Mg(OH)2和HAp）与小梁骨的比较性能。材料Smax (kPa)平均孔径 (μm)孔隙率 (%)参考TRABECULAR BONE-78 ± 4 [31]PLGA 50:50Mg(OH)2528.6 ± 189.778.2 ± 1.3aPLGA 50:50HAp557.4 ± 210.376.2 ± 2.0bPLGA 75:25Mg(OH)2550.7 ± 144.379.3 ± 4.7 [12] cPLGA 75:25HAp493.5 ± 206.273.0 ± 5.6 [12] dPLGA 85:15Mg(OH)2569.5 ± 233.172.8 ± 0.9ePLGA 85:15HAp504.1 ± 196.871.7 ± 1.9f条件：a150 bar/25 °C.b150 bar/25 °Cc150 bar/60 °C.d150 bar/25 °C.e150 bar/25 °C.f100 bar/25 °C。PLGA共聚物物理性质随其乳酸与甘氨酸比例的变化显示出高度可调性，使其适用于各种临床应用，具体取决于缺损部位、涉及的骨骼类型以及预期的骨再生时间表。由于快速降解和适中的力学性能，增强的PLGA 50:50支架特别适用于非承重骨缺损或作为药物或生长因子的控释临时基质[32]，[33]。相比之下，PLGA 75:25支架提供了更高的力学强度，接近天然小梁骨，并且具有适中的降解时间。这些特性使它们成为非关键承重区域（如干骺端或肋骨）小梁骨再生的有希望的候选材料，或与成骨细胞或间充质干细胞结合使用作为临时支撑结构。最后，PLGA 85:15支架在分析的共聚物中提供了最高的力学抵抗力和最长的降解周期。因此，它们非常适合用于高承重区域的小梁骨再生或需要长期机械支持的临界尺寸缺损的结构支架。需要强调的是，使用PLGA 85:15制造的支架（特别是那些用HAp增强的支架，其压缩强度高达7.26 MPa）的压缩强度结果在迄今为止报道的结果中最为显著。特别是考虑到这些支架是使用适合生物医学应用的免溶剂方法生产的，这一点尤为重要。结论本研究的结果表明，PLGA共聚物的组成调节对其压缩行为有决定性影响，较高的乳酸含量显著提高了力学性能。熔融挤出和超临界CO2发泡的无溶剂结合被证明是一种有效策略，可以生产出均匀、高孔隙度和结构稳定的支架，适用于骨组织工程。用Mg(OH)2和羟基磷灰石增强进一步提高了压缩强度，同时保持孔径在500 μm左右和孔隙率在70%以上，这些参数对于骨传导和血管化至关重要。在研究的配方中，用HAp增强的PLGA 85:15表现出最高的压缩强度，接近小梁骨的数值，因此代表了有前途的承重骨再生材料。总体而言，优化的聚合物组成和生物陶瓷增强的结合使得能够设计出适用于多种骨组织工程临床应用的力学性能良好且生物相容性的支架。作者贡献声明J.F. Rodríguez：监督、概念化。Ignacio Gracia：写作–审阅与编辑、监督、资源、项目管理、方法论、资金获取、概念化。J.M. García-Vargas：写作–审阅与编辑、验证、监督、方法论、形式分析、概念化。M.J. Ramos：可视化、验证、监督、方法论、概念化。M.T. García：写作–审阅与编辑、监督、资源、项目管理、方法论、资金获取、概念化。Fernando Carrascosa：写作–原始草稿、可视化、验证、调查。