可降解生物多孔支架材料的制備與性能分析研究 高分子材料學專業(yè)

目錄【摘要】 2【關(guān)鍵詞】 21前言 21.1組織工程支架材料 21.2組織工程多孔支架制備要求 31.3組織工程三維多孔支架的制備及孔結(jié)構(gòu)形態(tài) 31.3.1組織工程多孔支架的致孔方法和技術(shù) 31.4組織工程三維多孔支架的力學性能 51.5研究思路 52.實驗部分 62.1本實驗所用到的試劑及儀器 62.2測試樣品支架制備常溫模壓/粒子浸出法 72.3磷酸鹽緩沖液（PBS）配制 92.4多孔支架結(jié)構(gòu)形態(tài)的表征 92.4.1多孔支架孔結(jié)構(gòu)的形態(tài)分析 92.4.2多孔支架表面親水測試 92.4.3多孔支架濕態(tài)下的力學性能測試 93.數(shù)據(jù)分析與處理 103.1多孔支架孔結(jié)構(gòu)的形態(tài)分析 103.1.1鹽粒摻量與PDLLA多孔材料表面形貌的關(guān)系 103.1.2多孔支架材料的孔隙率測量 113.2多孔支架表面親水測試分析 123.3多孔支架濕態(tài)下的力學性能測試分析 134結(jié)論 16【參考文獻】 175.致謝 18【Abstract】 19【KeyWords】 19可降解生物多孔支架材料的制備與性能【摘要】制作具有良好三維多孔結(jié)構(gòu)的可降解三維多孔細胞支架是組織工程的關(guān)鍵技術(shù)之一。本論文探討了一種新型聚合物支架制作方法常溫模壓/粒子浸出法。首先制成聚合物溶液，利用非溶劑快速聚沉的方法得到聚合物/羥基磷灰石/氯化鈉三元混合體系，然后將三元混合體系沉積層在糊狀下模壓成型，干燥后浸濾除鹽。采用密度法測定其空隙率；表面和內(nèi)部結(jié)構(gòu)、孔徑分布由掃描電鏡觀察得到。結(jié)果表明利用此種方法制作的PDLLA及PDLLA/HA支架孔隙率達到90.0％和孔徑在150300μm之間,三維支架結(jié)構(gòu)穩(wěn)定，孔徑和孔隙率等各項參數(shù)可控制。摻入羥基磷灰石(HA),提高了支架材料的潤濕和力學性能。潤濕狀態(tài)下，材料的力學性能明顯下降，但納米羥基磷灰石的添加明顯延緩了材料強度和剛性的衰減?！娟P(guān)鍵詞】可降解聚合物多孔支架外消旋聚乳酸(PDLLA)濕態(tài)力學性能1前言組織工程是用細胞和細胞外基質(zhì)替代物再造組織或器官的新方法，將使組織器官缺損的治療進入制造組織或器官的新時代。新興的組織工程利用可降解材料做成三維支架，對細胞外基質(zhì)結(jié)構(gòu)和功能進行仿生，起到細胞外基質(zhì)替代物的重要作用，在形成或長出相應的組織或器官后材料就自動降解消失，巧妙地解決了異體排斥問題。用于制備支架的材料有膠原、多聚糖、聚己內(nèi)酯、聚乳酸(PLA)及其共聚物（PLGA）等一系列可降解聚合物[1]。另一為材料科學家所廣泛研究的課題是包括羥基磷灰石（HA）和生物活性玻璃的生物陶瓷。如果將二者有機的結(jié)合起來，形成新一代生物醫(yī)用材料（即第三代生物材料）[2]，不僅保持生物學活性特點，同時又不會象惰性物移植那樣為病患者帶來二次手術(shù)痛苦，生物材料在完成其使命后充分降解并直接由代謝排出體外。目前,新一代生物材料已成為國際上材料前沿領(lǐng)域一個十分活躍的研究方向,在組織工程中已開始有廣泛的臨床應用。1.1組織工程支架材料組織工程的要素和關(guān)鍵技術(shù)之一為細胞外基質(zhì)替代物具有特定形狀和相連孔結(jié)構(gòu)的可降解三維多孔細胞支架。多孔支架的孔結(jié)構(gòu)、表面性質(zhì)、力學性能和降解行為主要由支架材料的性質(zhì)和支架的制備所決定，并對其功能的實現(xiàn)起著非常關(guān)鍵的作用。其基本原理和方法是將在體外培養(yǎng)擴增的正常組織細胞種植到具有良好生物相容性且在體內(nèi)可逐步降解吸收的組織工程多孔支架上，形成細胞一支架復合物，細胞在支架上增殖、分化，然后將此復合物植入機體組織病損部位，在體內(nèi)繼續(xù)增殖并分泌細胞外基質(zhì)，伴隨著材料的逐步降解，形成新的與自身功能和形態(tài)相適應的組織和器官，從而達到修復病損組織和器官的目的。組織工程多孔細胞支架的生物相容性取決于所用材料的生物相容性和支架的表面性質(zhì)，其多孔結(jié)構(gòu)和外形主要由支架制備方法決定，其表面理化性質(zhì)和形態(tài)則主要取決于所用材料的性質(zhì)和制備方法，也可通過其它方法加以改進。支架的力學性質(zhì)和降解速率則由材料的分子量及其分布、組成、結(jié)晶性、親疏水性和支架的孔隙率、孔尺寸、孔形態(tài)等因素決定，植入體內(nèi)后還與植入部位的微環(huán)境有關(guān)。織工程支架材料是指能與組織活體細胞結(jié)合并能植入生物體的材料，它是組織工程化組織的最基本構(gòu)架。1.2組織工程多孔支架制備要求在組織工程中多孔支架起到細胞外基質(zhì)的作用，是對細胞外基質(zhì)的結(jié)構(gòu)和功能的仿生。除可注射性材料以外，大多數(shù)組織工程支架必須預先制成多孔支架。組織工程多孔支架需要滿足以下要求：（1）良好的生物相容性，即無明顯的細胞毒性、炎癥反應和免疫排斥；（2）合適的可生物降解吸收性，即與細胞、組織生長速率相適應的降解吸收速率。（3）合適的孔尺寸、高的孔隙率(>90%)和相連的孔形態(tài)，以利于大量細胞的種植、細胞和組織的生長、細胞外基質(zhì)的形成、氧氣和營養(yǎng)的傳輸、代謝物的排泄以及血管和神經(jīng)的內(nèi)生長；（4）特定的三維外形以獲得所需的組織或器官形狀；（5）高的表面積和合適的表面理化性質(zhì)以利于細胞粘附、增殖和分化，以及負載生長因子等生物信號分子；（6）與植入部位組織的力學性能相匹配的結(jié)構(gòu)強度，以在體內(nèi)生物力學微環(huán)境中保持結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性和完整性，并為植入細胞提高合適的微應力環(huán)境[3]。1.3組織工程三維多孔支架的制備及孔結(jié)構(gòu)形態(tài)除可注射性材料以外，大多數(shù)組織工程支架必須預先制成多孔支架。組織工程多孔支架的制備方法決定了支架的孔結(jié)構(gòu)和外形，同時支架結(jié)構(gòu)對其力學性能、表面性質(zhì)和降解性質(zhì)也有較大的影響，因而從組織工程學科一開始興起，組織工程支架的制備技術(shù)就受到研究者足夠的重視，出現(xiàn)了多種多樣的制備方法。組織工程多孔支架孔結(jié)構(gòu)從制備方法上看，大孔尺寸、孔壁尺寸、孔壁內(nèi)微細結(jié)構(gòu)取決于致孔方法，而解剖外形和尺寸則取決于成型方法。因而，組織工程支架的制備通常分為致孔和外形成型兩個層次，二者必不可少，相互結(jié)合才能制得滿足要求的支架。因而，組織工程多孔支架的制備也主要有兩個方面的問題需要解決，即獲得相連的多孔結(jié)構(gòu)和合適的外形[4]。1.3.1組織工程多孔支架的致孔方法和技術(shù)1.3.1.1纖維支架纖維支架是組織工程研究中最早采用的細胞外基質(zhì)替代物之一，主要由PGA或其共聚物等結(jié)晶性聚合物纖維構(gòu)成。利用紡織技術(shù)將直徑1O～15μm的纖維制成織物或無紡物，其孔隙率高達97%，比表面積高達0.05μm-1，但存在力學強度較差、承壓時會坍塌的缺點。將織物熱處理或采用PLLA或PLGA溶液涂覆織物[4]的方法，可使相鄰纖維間形成物理連結(jié)，從而使纖維支架穩(wěn)定、耐壓。PGA纖維支架易于借助于陰模制成各種形狀，已成功地用于軟骨等多種組織工程領(lǐng)域。纖維支架的不足之處在于孔隙率和孔尺寸不易控制，亦不易獨立調(diào)節(jié)[3]。1.3.1.2粒子致孔法粒子致孔法指首先將組織工程材料和致孔劑粒子制成均勻的混合物，然后利用二者不同的溶解性或揮發(fā)性，將致孔劑粒子除去，于是粒子所占有的空間變?yōu)榭紫?。致孔劑粒子可采用氯化鈉、酒石酸鈉和檸檬酸鈉等水溶性無機鹽或糖粒子，也可用石蠟粒子或冰粒子。最常用的方法是，利用無機鹽溶于水而不溶于有機溶劑、聚合物溶于有機溶劑而不溶于水的特性，用溶劑澆鑄法將聚合物溶液／鹽?；旌衔餄茶T成膜，然后浸出粒子得到多孔支架。1.3.1.3相分離法／冷凍干燥法用于制備組織工程多孔支架的相分離法是指將聚合物溶液、乳液或水凝膠在低溫下冷凍，冷凍過程中發(fā)生相分離，形成富溶劑相和富聚合物相，然后經(jīng)冷凍干燥除去溶劑而形成多孔結(jié)構(gòu)的方法。因而，相分離法又往往稱為冷凍干燥法。按體系形態(tài)的不同可簡單地分為乳液冷凍干燥法、溶液冷凍干燥法和水凝膠冷凍干燥法[3]。1.3.1.4氣體發(fā)泡法氣體發(fā)泡法可避免在制備支架時使用有機溶劑。該法將聚合物壓成片，浸泡在高壓二氧化碳中直至飽和，甚至超臨界狀態(tài)，然后降至常壓，氣體的熱力學不穩(wěn)定性導致氣泡成核和增長，形成多孔支架，但孔為閉孔結(jié)構(gòu)。若將發(fā)泡法與粒子浸出法相結(jié)合，則可制得相連的開孔結(jié)構(gòu)的多孔支架。若將聚合物粉末和致孔劑粒子混合物在室溫下模壓制取圓片，則該法還可避免使用高溫，有利于在溫和的條件下引人生長因子。受控釋放的生長因子可保持90%的生物活性，已用于平滑肌組織工程。發(fā)泡法中影響孔隙率和孔結(jié)構(gòu)的因素主要有聚合物結(jié)晶性和分子量、平衡時間、放氣速率等。結(jié)晶性聚合物PLLA和PGA難以發(fā)泡，無定型聚合物PLGA易發(fā)泡；聚合物分子量越高越難以發(fā)泡，孔隙率越低；在高壓氣體中平衡時間越長，孔隙率越高；放氣速率對孔隙率影響較小[5]。1.3.1.5燒結(jié)微球法將可降解聚合物微球加入模具中，加熱至玻璃化溫度以上，保持一定時間后冷卻、脫?？芍频脽Y(jié)微球支架。熱處理時微球相互接觸處由于鏈運動而連結(jié)在一起，冷卻至室溫后該結(jié)構(gòu)被固定下來，因而得到多孔的燒結(jié)微球支架。微球緊密堆積產(chǎn)生的孔隙成為支架的孔，孔尺寸范圍為37～150μm，與微球尺寸成正比，孔隙率則隨微球尺寸增大略有增加，為31～39%，孔相連性很好。支架壓縮模量為241～349MPa，隨微球尺寸減小而增大。該支架的孔隙率與松質(zhì)骨中組織分率(30%)相近，力學性能也與松質(zhì)骨相當，因而可作為松質(zhì)骨修復的“負”模板，修復完成后孔的部分成為組織，聚合物微球部分降解后成為松質(zhì)骨的空隙。該法優(yōu)點在于孔相連性好，孔尺寸易調(diào)控，力學強度大，缺點則在于孔尺寸偏小，孔隙率亦低[3]。針對現(xiàn)有的支架制作方法如有機溶劑發(fā)泡法、三維噴涂法、相分離法、高壓氣體發(fā)泡法、澆注NaC1瀝清法等，具體分析其存在缺點的原因如下：(1)有機溶劑殘留。隱藏有破壞細胞及活性因子活性的危險；(2)高溫拔絲損害分子穩(wěn)定性，且噴涂技術(shù)難度大、成本高；(3)空隙分布不均勻。不利于成骨細胞附著、增殖和移行；(4)由于固有粘滯性限制，采用氣體法和溶劑發(fā)泡等方法時開孔率低。不利于細胞向支架深部移行及營養(yǎng)、代謝產(chǎn)物交換；(5)因聚合物溶液流動或者使用粘合劑將導致部分氯化鈉顆粒被包裹，從而開孔率下降并且遺留潛在危害；(6)在溶劑澆注法中由于聚合物溶液與氯化鈉密度不同。而出現(xiàn)氯化鈉沉淀。導致空隙上下分布不均勻難以制作成大型穩(wěn)定的支架。雖然瀝取加高壓氣體法㈨進行了改進。但是由于聚合物顆粒間結(jié)合相對松散,而且加工條件較高,使用仍有不便。表1.制備組織工程多孔支架的各種方法和技術(shù)的特點制備方法材料要求孔尺寸(μm)孔隙率(%)比表面積(μm-1)孔形態(tài)其他纖維支架纖維20-10097<0.05相連性好，不規(guī)則孔力學強度差粒子致孔法可溶或熱塑性30-50093-95不規(guī)則孔，高孔隙率時相連性好孔隙率和孔徑可獨立調(diào)控相分離/冷凍干燥可溶<20090-9750-100m2/g大孔和微孔相連微孔孔尺寸偏小氣體發(fā)泡法無定型可溶<100-500<95<20相連大孔,含少量微孔避免溶劑和高溫，無表面皮層燒結(jié)微球法可溶熱塑性30-15030-40相連性好壓縮強度高組織工程多孔支架作為細胞外基質(zhì)的替代物，其外形和孔結(jié)構(gòu)對實現(xiàn)其作用和功能具有非常重要的意義。盡管現(xiàn)有的制備方法和技術(shù)在調(diào)控多孔支架的外形和孔結(jié)構(gòu)上已取得了很大的進展，但各種制備方法和技術(shù)各有其優(yōu)缺點，單一的一種方法難以滿足組織工程多孔支架的所有要求，往往要根據(jù)支架的實際要求，將多種方法結(jié)合起來才能制備出需要的支架。1.4組織工程三維多孔支架的力學性能組織工程多孔支架應具有與病損組織相當?shù)牧W性能，能適應病損部位的生物力學微環(huán)境，并在組織生長過程中能保持其結(jié)構(gòu)完整性和承受壓力，直至新生組織代替支架起支撐作用。其力學性能除取決于支架材料本身的力學性能外，主要受支架孔隙率的影響，隨孔隙率增加而顯著減小，在高孔隙率時尤甚。因組織工程多孔支架往往需要高于90%的孔隙率，其力學性能比本體聚合物要低得多?？紫堵矢哂?0%的支架的壓縮模量通常在10-102KPa數(shù)量級[6]。1.5研究思路由于醫(yī)用可降解多孔支架巨大的社會、經(jīng)濟價值和學術(shù)意義，自九十年代以來，組織工程學的研究在全世界迅速升溫，從細胞分化和擴增、生物材料及多孔支架、組織構(gòu)建等各個方面全方位展開，部分組織工程產(chǎn)品(如人工皮膚)已開始臨床應用。相比而言，我國在組織工程研究上起步比國外稍晚，但發(fā)展迅速，特別是在組織構(gòu)建方面取得了重大進展，己在初步的人體臨床中取得成功，基本與世界先進水平同步。但到目前為止，臨床實驗以及大部分動物實驗中所需的組織工程材料和支架仍然主要依靠進口，現(xiàn)有的材料和多孔支架尚不能完全滿足細胞培養(yǎng)和組織構(gòu)建的要求。在骨組織工程中，90％的孔隙率和至少100m的孔徑往往是細胞滲透和新生組織血管化所必需具備的條件[7]。聚合物溶液、乳液或水凝膠在低溫下冷凍發(fā)生相分離，形成富溶劑相和富聚合物相，然后經(jīng)冷凍干燥除去溶劑可以形成多孔結(jié)構(gòu)。孔的形態(tài)和孔隙率通過改變?nèi)芤褐芯酆衔锏臐舛?、冷凍溫度和溶劑的類型等來控制。這種方法雖然可以制得高孔隙率的支架材料但卻存在孔尺寸偏小的問題，不太適合制備大孔結(jié)構(gòu)[3]。除了上述熱誘導相分離技術(shù)，微球燒結(jié)、氣體發(fā)泡和粒子浸濾等方法也被用來制備三維多孔支架材料。其中，粒子浸濾法制得的支架材料孔隙率可達91～93%，孔隙率由粒子含量決定；孔尺寸（50～500μm）則由粒子尺寸決定；孔的比表面積隨粒子用量增大和粒徑減小而增大。致孔劑可采用氯化鈉、酒石酸鈉和檸檬酸鈉等水溶性無機鹽或糖粒子,也可用石蠟粒子或冰粒子。該方法具有操作簡單、適用性廣，孔隙率、孔尺寸和相互連通性易獨立調(diào)節(jié)的特點，成為實現(xiàn)多孔和相連孔結(jié)構(gòu)的通用方法，得到了廣泛的應用。另外，粒子浸濾法如果和氣體發(fā)泡法，冷凍干燥等方法結(jié)合起來使用，對于改善孔的連通程度很有幫助[8]。Li以NaCl為致孔劑，首先將聚合物、硅灰石和致孔劑混合均勻后壓實，然后在聚合物熔點附近燒結(jié)成型并輔以NaCl粒子浸濾的方法制成了勻質(zhì)大孔可降解生物材料。由于商業(yè)可降解聚合物大都是尺寸較大的粒料，利用此方法制備多孔結(jié)構(gòu)時需要事先對聚合物進行微粉化，物料的研磨混和過程容也易造成致孔劑尺寸的減小。鑒于此，本項目擬發(fā)展以下技術(shù)步驟制備多孔的可降解生物復合材料：（1）首先制成聚合物溶液，利用非溶劑快速聚沉的方法得到聚合物/羥基磷灰石/氯化鈉三元混合體系；（2）將三元混合體系沉積層本畢業(yè)論文工作基于骨質(zhì)生物材料的多孔結(jié)構(gòu)需要和干、濕態(tài)力學性能的差異，設(shè)計制備了骨組織工程用PDLLA/HA生物多孔支架材料。為解決活性填料——羥基磷灰石（HA）和致孔劑NaCl在聚合物基體中的分散問題，利用含少量溶劑的可降解聚合物溶液／致孔劑混合物在室溫下的可塑性和形狀保持能力，提出了一種新的常溫模壓／粒子浸出法，用于制備各種形狀的三維多孔支架。這種常溫模壓成型將致孔和外形成型有機結(jié)合，實現(xiàn)了簡便可行的多孔支架的一步成型?？朔鹘y(tǒng)的粉末壓實燒結(jié)輔以粒子浸濾技術(shù)的缺點，在制備聚合物多孔結(jié)構(gòu)中引入非溶劑快速聚沉的技術(shù)步驟，形成方便可行的制備生物多孔材料方法。通過改變生物活性填料的用量、致孔粒子尺寸和含量來實現(xiàn)材料生物活性材料微結(jié)構(gòu)的可控。研究材料的外部使用環(huán)境（磷酸緩沖液PBS潤濕等）、聚合物降解和多孔結(jié)構(gòu)對生物支架材料的力學性能、尤其是濕態(tài)力學性能的影響，為新一代生物醫(yī)用材料的制備和應用提供方法上的探索和進行優(yōu)化設(shè)計的依據(jù)。相對于微米級的羥基磷灰石,采用納米羥基磷灰石同聚乳酸復合能很好的改善復合材料的界面結(jié)合表現(xiàn),有望很好地解決復合材料研究過程中出現(xiàn)的HA和PLA之間的界面相容性和分散性的問題,因而很可能成為羥基磷灰石/聚乳酸復合生物材料領(lǐng)域令人矚目的一個新的研究方向[9]。2.實驗部分2.1本實驗所用到的試劑及儀器主要儀器：SEMS3400N(Ⅱ)型日本株式會社日立高新技術(shù)接觸角儀(59980-35,Cole-Parmer)CJJ78-1型磁力加熱攪拌器真空干燥箱原料:外消旋聚乳酸(PDLLA),濟南岱罡生物科技有限公司產(chǎn)，粘均分子量為7.5萬；氯仿，上海申翔化學試劑有限公司，分析純；羥基磷灰石，BerkkeleyAdvancedBiomaterials,Inc(USA)，球形，平均粒徑50nm；氯化鈉：天津紅巖化學試劑,分析純，篩粉150～300m的顆粒備用。2.2測試樣品支架制備常溫模壓/粒子浸出法將聚合物PDLLA在40℃水浴鍋中溶于氯仿(CHCl3)溶劑中，磁力攪拌得到聚合物濃溶液，然后(加入固體質(zhì)量比分別為10%;20%;30%的羥基磷灰石nHA,超聲10Min)加入一定比例鹽粒子(NaCl)，混合均勻，大部分溶劑揮發(fā)后，急速加入非溶劑(CH5OH)快速聚沉，聚合物溶液/鹽?；旌衔锍拭鎴F狀。將其置于模具于10MP(約6t)壓制成φ10厚度約為5-8mm的圓柱體。在室溫中干燥24h再置于真空干燥箱40℃干燥24h,然后用去離子水濾去樣品中的鹽粒子(NaCl),烘干制得實驗測試樣品[10]。多孔材料的制備過程示于圖1。本實驗采用精制食鹽作為致孔劑，實驗前用標準篩篩選所需粒徑范圍內(nèi)的食鹽顆粒，以確保其顆粒大小均勻在150-300μm。圖1：多孔支架測試樣品的制備流程簡要示意圖本實驗制備了純PDLLA和NaCl質(zhì)量比1:7；1:8；1:9；和摻入羥基磷灰石（nHA）10%;20%;30%(按PDLLA+nHA固體成分,下同)等共八組樣品進行性能對比測試。表2.實驗樣品的編號編號樣品組分編號樣品組分①PDLLA:NaCl1:7⑤PDLLA:NaCl1:8nHA20%②PDLLA:NaCl1:8⑥PDLLA:NaCl1:9nHA20%③PDLLA:NaCl1:9⑦PDLLA:NaCl1:8nHA10%④PDLLA:NaCl1:7nHA20%⑧PDLLA:NaCl1:8nHA30%2.3磷酸鹽緩沖液（PBS）配制為模擬人體生理環(huán)境，測試多孔支架在濕態(tài)下的壓縮力學性能，需將多孔支架經(jīng)磷酸鹽緩沖液（PBS）預濕處理。配制0.01M磷酸鹽緩沖液（PBS），稱取8gNaCl、0.2gKCl、1.44gNa2HPO4和0.24gKH2PO4,溶于800ml蒸餾水中，用HCl調(diào)節(jié)溶液的pH值至7.4，最后加蒸餾水定容至1L即可。2.4多孔支架結(jié)構(gòu)形態(tài)的表征2.4.1多孔支架孔結(jié)構(gòu)的形態(tài)分析采用HITACHI公司S一3400N(Ⅱ)型掃描電子顯微鏡(SEM)觀察多孔材料的表面形貌、孔徑大小及分布、孔間連通情況，加速電壓10kV,樣品全部進行蒸金處理。多孔支架孔隙率=(1－多孔支架重量/支架表觀體積/聚合物本體密度)×100%。2.4.2多孔支架表面親水測試利用接觸角儀(59980-35,Cole-Parmer)測量八組樣品的親水角a，說明孔率結(jié)構(gòu)和nHA對多孔支架與水的親附能力。圖2.接觸角示意圖2.4.3多孔支架濕態(tài)下的力學性能測試測試生物多孔材料的濕態(tài)力學性能（壓縮強度和壓縮模量），將測試結(jié)果與干態(tài)（室溫、干燥狀態(tài)）力學數(shù)據(jù)進行比較。考察PBS潤濕、孔結(jié)構(gòu)、孔隙率等因素對材料濕態(tài)力學性能的影響[11]。為表征多孔支架的力學性能，進行壓縮測試，以10％應變（σ10）時壓應力表示，確定其壓縮模量（E）和抗壓強度。試驗是在室溫(25℃)微機控制電子萬能機械試驗機,壓頭下降速度定為3mm/min,圓柱試樣尺寸為φ10mm，高度約4-8mm，用于測試在潮濕態(tài)下力學性能。8組樣品分別進行干濕態(tài)壓縮測試，分別求取其平均值和標準偏差值[12]。3.數(shù)據(jù)分析與處理3.1多孔支架孔結(jié)構(gòu)的形態(tài)分析3.1.1鹽粒摻量與PDLLA多孔材料表面形貌的關(guān)系以PDLLA為原料，粒徑為150-300μm的鹽粒子（NaCl）為致孔劑，其摻入量為10%;20%;30%，制備了多孔材料試樣，其剖面形貌的SEM照片分別如圖3所示.圖3.（a）①號樣品PDLLA:NaCl1:7圖3.(b)②號樣品PDLLA:NaCl1:8圖3.(c)③號樣品PDLLA:NaCl1:9圖3.（d）⑤號樣品PDLLA:NaCl1:8nHA20%圖3.（e）⑤號樣品PDLLA:NaCl1:8nHA20%從圖3.(a)(b)(c)可以看出，①②③號樣品隨著食鹽摻量的增加，試樣中孔的密度明顯增大，孔徑減??；試樣中有大量蜂窩狀的孔洞，表面及內(nèi)部孔隙分布較均勻；孔徑在約140-330μm分布較多，與致孔劑NaCl粒徑相當。圖中顯示孔的形狀較規(guī)則，可能是由于PDLLA的硬度比較大，MW較高，使其能較好地保持孔的形狀，但同時也使孔的連通性降低。從圖3.(b)(d)②⑤號樣品相比較，⑤添加了20%的nHA,但孔結(jié)構(gòu)和孔隙率并沒有明顯變化。3.1.2多孔支架材料的孔隙率測量三維多孔支架孔隙率按如下公式計算：式中w為多孔支架的重量;v為支架的表觀體積，ρp為聚合物本體的密度。而V=πR2×H，ρp=1.1g/cm3表3.各組樣品的孔隙率從表3.可以看出，在NaCl顆粒大小相同的情況下，多孔支架材料的孔隙率由NaCl摻量決定，孔隙率隨NaCl摻量的提高而增大．因此，在制備多孔材料時，可以用NaCl摻量來控制孔隙率。而且在多孔支架材料摻入羥基磷灰石(nHA),隨著摻入量的增加，多孔支架材料孔隙率減少，但減少得并不顯著,這與圖3.相吻合。3.2多孔支架表面親水測試分析編號a1a2a3平均a①89.688.487.888.6②89.092.291.490.7③96.292.089.892.7④77.875.676.576.6⑤79.878.477.278.5⑥82.081.279.480.7⑦80.082.279.480.5⑧67.670.169.068.9表4.八組樣品的親水接觸角(度)根據(jù)表4.比較①②③測得的接觸角值變化，可以看出多孔支架隨著孔隙率的增大，接觸角值增大，但幅度不大，即潤濕性稍微降低。比較①④；②⑤；③⑥；⑦⑤⑧測得的接觸角值的變化，可以看出多孔支架中摻入了羥基磷灰石后，接觸角值減小，即潤濕性提高了。3.3多孔支架濕態(tài)下的力學性能測試分析本實驗主要選?、赑DLLA:NaCl1:8和⑤PDLLA:NaCl1:8nHA20%兩組樣品進行多孔支架在濕態(tài)下壓縮力學性能的測試。多孔支架的預濕處理:對②⑤兩組樣品，在室溫下(25℃)浸泡0h；1h；2h；5h；10h；15h；20h，每次浸泡取三個樣品對其進行壓縮測試。其他樣品組只進行浸泡0h和5h的壓縮測試。壓縮測試中以10％應變（σ10）時壓應力表示，確定其壓縮模量（E）和抗壓強度。圖5.②號樣品PDLLA:NaCl1:8未經(jīng)PBS預濕處理的壓縮應力-應變曲線PDLLA多孔材料未經(jīng)PBS預濕處理的壓縮應力-應變曲線如圖5所示。在低應變(<0.3%，即壓緊前)時應力一應變關(guān)系偏離線性，壓緊后至應變約3%的范圍內(nèi)應力一應變呈線性關(guān)系，應變大于3%后，應力一應變關(guān)系偏離線性關(guān)系。由直線部分的斜率可求得壓縮模量E，而壓縮強度以壓縮應變?yōu)?0%時的壓縮應力σ10來表示。②號樣品未經(jīng)PBS預濕處理的σ10=0.65Mpa,壓縮模量E=12.7。圖6.②號樣品PDLLA:NaCl1:8經(jīng)PBS預濕處理20h的壓縮力圖圖6示出PDLLA多孔支架材料的經(jīng)PBS預濕處理20h的應力-應變曲線。從圖6同樣可以看出，在低應變(<0.1%，即壓緊前)時應力一應變關(guān)系偏離線性，壓緊后至應變約3%的范圍內(nèi)應力一應變呈線性關(guān)系，應變大于3%后，應力一應變關(guān)系偏離線性關(guān)系。由直線部分的斜率可求得壓縮模量E，而壓縮強度以壓縮應變?yōu)?0%時的壓縮應力σ10來表示。②號樣品經(jīng)PBS預濕處理20h后的σ10=0.54Mpa,壓縮模量E=9.2，與純聚合物多孔材料相比力學性能顯著降低。圖7.⑤號樣品PDLLA:NaCl1:8nHA20%未經(jīng)PBS預濕處理的壓縮力圖PDLLA/HA多孔納米復合材料未經(jīng)PBS預濕處理的壓縮應力-應變曲線如圖7所示。在低應變(<0.7%，即壓緊前)時應力一應變關(guān)系偏離線性，壓緊后至應變約5%的范圍內(nèi)應力一應變呈線性關(guān)系，應變大于5%后，應力一應變關(guān)系偏離線性關(guān)系。由直線部分的斜率可求得壓縮模量E，而壓縮強度以壓縮應變?yōu)?0%時的壓縮應力σ10來表示。⑤號樣品未經(jīng)PBS預濕處理的σ10=0.91Mpa,壓縮模量E=15.9圖8.⑤號樣品PDLLA:NaCl1:8nHA20%經(jīng)PBS預濕處理20h的壓縮力圖圖8示出PDLLA/HA多孔納米復合材料的經(jīng)PBS預濕處理20h的應力-應變曲線。在低應變(<0.5%，即壓緊前)時應力一應變關(guān)系偏離線性，壓緊后至應變約3%的范圍內(nèi)應力一應變呈線性關(guān)系，應變大于3%后，應力一應變關(guān)系偏離線性關(guān)系。由直線部分的斜率可求得壓縮模量E，而壓縮強度以壓縮應變?yōu)?0%時的壓縮應力σ10來表示。⑤號樣品經(jīng)PBS預濕處理20h后的σ10=0.76Mpa,壓縮模量E=14.2圖9.②PDLLA:NaCl1:8和⑤PDLLA:NaCl1:8nHA20%經(jīng)PBS預處理不同時段的σ10圖10.②PDLLA:NaCl1:8和⑤PDLLA:NaCl1:8nHA20%經(jīng)PBS預處理不同時段的E多孔支架②PDLLA:NaCl1:8和⑤PDLLA:NaCl1:8nHA20%兩組樣經(jīng)PBS預濕處理，經(jīng)不同時間后的σ10如圖9.和圖10.所示,摻入羥基磷灰石后，多孔支架的σ10和E明顯比純PDLLA多孔支架大，而σ10增加約為28%。初始值（干燥態(tài)）和總平均（針對所有在潮濕狀態(tài)的數(shù)據(jù)）的σ10和E有顯著差異。這意味著，一旦多孔支架經(jīng)磷酸鹽緩沖液(PBS)潤濕1小時σ10相對干燥支架②的△σ10=0.1MPa⑤的△σ10=0.06MPa，機械性能從干到濕狀態(tài)存在著明顯的減少了。當支架經(jīng)過PBS預濕，兩組樣品的σ10減少了約10%和6%。而E相對干燥支架②的△E=0.6MPa⑤的△E=1.1Mpa,兩組樣品的E分別減少了5%和7%。這一結(jié)果表明，多孔率支架易于被潤濕且值得我們考慮潤濕后對力學性能的影響。另一方面，在1小時至20小時潤濕后其力學性能并沒有顯著減少。另外，從圖9和圖中還可以看出，隨著潤濕時間的延長，純聚合物多孔材料和納米復合材料多孔材料的力學性能都逐漸降低，但是納米羥基磷灰石的引入明顯延緩了這種趨勢，5h后基本趨于平衡。這對于生物支架在組織工程中的應用、維持修復材料在濕態(tài)下必要的剛性和強度具有重要的意義。4結(jié)論1．采用常溫模壓/粒子浸出的方法，引入非溶劑快速聚沉的技術(shù)步驟，可以制備各種不同復雜形狀的組織工程三維多孔支架，并能夠克服生物活性填料在聚合物中的均勻分散，提高致孔質(zhì)量。多孔支架的孔隙率與加入致孔劑的量有關(guān)，孔隙率隨著摻入的鹽粒量提高而增大，與致孔劑的粒徑和形狀關(guān)系不大，孔隙率很容易得到控制。2．孔隙率的大小對可降解聚合物多孔材料的潤濕影響不明顯。多孔支架中摻入了羥基磷灰石后，接觸角值減小，潤濕性有較大的提高。3．常溫模壓／粒子浸出法制備的多孔支架的力學性能除與聚合物材料組成和分子量有關(guān)外，主要受孔隙率影響?？紫堵试龃螅W性能降低。HA摻入PDLLA形成復合多孔支架后，可以明顯提高材料的初始強度。潤濕狀態(tài)下，多孔材料的力學性能明顯下降，但納米羥基磷灰石的添加明顯延緩了材料強度和剛性的衰減。【參考文獻】[1]HouQP,GrijpmaDirkW,FeijenJ.Porouspolymericstructuresfortissueengineeringpreparedbyacoagulation,compressionmouldingandsaltleachingtechnique.Biomaterials2003;24:1937-1947.[2]HenchLL,PolakJM.Third-GenerationBiomedicalmaterials.Science2002;295:1014-1017.[3]吳林波，丁建東.組織工程三維多孔支架的制備方法和技術(shù)進展.功能高分子學報2003;(1):91-96.[4]MooneyDJ，McNamaraK，HemD，eta1．Stabilizedpolyglycolicacidfiber-basedtubesfortissueengineering[J]．Biomaterials．1996，17：l15—124．[5]任杰，滕新榮聚乳酸三維多孔材料的制備建筑材料學報2005;(8):710-713[6]EngelbergI,KohnJ.(1991)Physico-mechanicalpropertiesofdegradablepolymersusedinmedicalapplications:acomparativestudy.Biomaterials,12:292-304[7]GriffithLG.Emeringdesignprinciplesinbiomaterialsandscaffoldsfortissueengineering.AnnNYAcadSci2002;961:83-95[8]SpaansCJ,deGrootJH,BelgraverVW,PenningsAJ.Anewbiomedicalpolyurethanewithahighmodulusbasedon1,4-butanediisocyanateandepsilon-caprolactone.JMaterSci-MaterMed1998;9:675–678.[9]任杰;周新宇羥基磷灰石/聚乳酸及其共聚物復合生物材料上海生物醫(yī)學工2004(25);41-54[10]吳林波，張俊川，景殿英，丁建東可降解聚酯多孔支架的常溫模壓成型應用化學：2005(09)．1024-1026[11]郭曉東，鄭啟新，杜靖遠，可吸收羥基磷灰石／聚DL-乳酸骨折內(nèi)固定材料機械強度和生物降解性研究中國生物醫(yī)學工程學報2001(20);23-27[12]LinboWu,JunchuanZhang,DianyingJing,JiandongDing“Wet-state”mechanicalpropertiesofthree-dimensionalpolyesterporousscaffolds2005(05);264-271StudyonthePreparationandCharacterizationofPDLLA/HABiodegradablePorousScaff