可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料及其制备方法

专利名称：可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料及其制备方法
技术领域：
本发明涉及一种用于人体骨、齿组织损伤原位再生修复和组织工程细胞支 架的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料及其制备方法，属于生物医用 材料技术领域。
技术背景因肿瘤和炎症等所致的骨齿组织坏死、骨质疏松所致的骨流失和骨折、机 械力所致的骨齿缺损等一系列骨缺损的快速、完全再生修复治疗是临床医学的难题。Larry L. Hench教授在40年前首先发现了一种由CaO、 Si02 、 ？205和 Na20组分的化合物烧制而成的玻璃粉末在体液或者模拟体液内诱导类骨磷灰石 沉积，能与活体骨齿组织形成骨性化学键合，并发展成为临床应用的骨齿修复 材料(商品名45S5 Bioglass )。这一材料的发现和应用，使得人们对生物活性 的内涵和生物活性材料的设计有了全新的认识。迄今为止，人们已经发现不少 以钙-硅(CaO-Si02)为基础的无机玻璃或者玻璃陶瓷材料能与骨组织发生直接结 合，植入体与组织界面区域不会形成非黏连性纤维层隔膜。比较以往的金属、 合金材料以及磷酸钙类材料，生物玻璃材料在骨齿损伤修复效果上有了很大改 善和提高(美国专利US6338751)。现有技术中，各种生物玻璃材料以烧结微颗粒体、生理液调和形成的糊状 物或者与生物相容性有机分子复合的系列材料被广泛研究，并部分得到临床应 用。譬如，临床上多以粉末、糊状物等用于牙周病治疗(倍骼生，PerioglasTM)、 非应力集中骨损伤再生修复(固骼生，NovaboneTM)、消除皮肤病炎症和微生物感 染(中国专利99802296.9和99813123.7)以及口腔保健(诺华敏，NovaMinTM;中 国专利97193085.6)，并在人工关节表面涂层改性应用(美国专利US6299930和 5977204)、加速烧伤和创伤愈合(肌肤生，Dermglas ;中国专利03109623.9和 97191524.5)和治疗溃疡及糜烂性伤口敷料中具有良好疗效(中国专利 200410018370.4)。但是，生物玻璃块材尤其是其多孔材料的强度低、脆性高以 及可切削性加工差等因素的制约，长期以来临床上沿用粉末或糊状物填充方式 开展骨齿损伤修复治疗，块体材料在应力集中部位骨损伤修复中的应用极为有 限。生物玻璃这类无机非晶材料的物理化学特点表现为粉末颗粒与组织液一旦 接触会发生快速表面反应，硅、钙、磷等离子释放，同时无机离子溶出速度与 生物玻璃中碱金属离子含量、烧结温度、颗粒度、比表面积等因素密切相关。一直以来，为避免过高剂量无机离子溶出和积累引起细胞活性下降和炎性反应， 临床应用通常为微米级大粒径玻璃粉末，因而这又出现填充物降解较慢、修复 期长等问题。
近年来，随着再生医学研究的兴起，骨损伤治疗中传统的替代(R印lacement) 和修补(Repair )模式正逐渐被调控骨髓间充质干细胞和成骨母细胞为核心的原 位再生(Regeneration)模式转变。理想的原位再生植入材料必须具有负荷最大量 细胞的高渗透性多孔网络、优良的骨诱导性和传导性、支持成骨相关细胞生长 和功能分化的表面化学性质和微结构、以及与骨再生相匹配的降解性能。不仅 如此，骨骼作为协调人类肌体负重和协调运动的关键器官，原位再生植入材料 与损伤部位的力学强度、弹性模量和断裂韧性匹配性尤为关键。但是，设计力 学性能满足原位诱导组织再生的多孔生物玻璃材料仍然面临巨大挑战。
在现有技术中，生物玻璃多孔材料(>70%孔隙率)抗压强度一般在0.2-2.0 MPa之间，低温烧结造成微颗粒结合强度差，多孔材料发生粉化和"掉渣"，既 无法满足切削加工的基本需求，脱落的微粒对缺损组织诱发严重炎性反应。反 之，尽管烧结温度提高到1000°C以上能改善其力学性能，但是完全结晶造成材 料的降解性显著下降，也不利于临床应用。另有一种以无机元素硅为主要活性 诱导物质、钙和磷元素为协同活性物质、有机聚合物为载体的生物玻璃多孔块 体材料，这一材料尽管显示出主动诱导人体成骨细胞增殖、分化和骨形成相关 基因和蛋白表达，骨形成速度加快等生物学性质，但是在制备方法上没有解决 材料力学强度低的问题，不适宜临床上应力集中部位骨损伤修复应用(中国专利 01113076.8)。中国专利200310122616.8公开的一种采用表面活性剂自组装、结 合溶胶-凝胶法合成的纳米介孔以及介孔-大孔生物玻璃粉体材料。这种材料各组 元均匀分布也制约了活性物质可控制地释放，高比表面性质决定了活性物质短 期内降解过快，势必会造成细胞活性下降，快速老化和凋亡，该材料直接应用 于临床修复的前景不高。中国专利200580030278.2公开的一种由生物活性玻璃 粉末制备高抗压强度多孔材料的方法，但是采用高温烧结制备完全结晶的多孔 陶瓷降解性缓慢，并且力学测试试样(直径x高度09x6mm)与国内外相关材料 试样的尺度标准(直径<高度)存在显著差异，并仅在牺牲孔隙率(40%)和孔道贯通 率前提下才能得到较高的抗压强度。
为改善生物玻璃多孔材料的力学性能，国内外广泛采用有机-无机杂化工艺 制备多孔生物玻璃类复合材料，但是其机械性能的改善并未得到根本突破 (RezwanaK等，^'oumteWtf/s. 2006; 27: 3413)。现有的制备技术存在两个突出问题 一是生物活性玻璃多孔块体材料构筑常沿用微米级颗粒粉末，微粒受力 在微纳观尺度上相互传递相当有限，因此抗压强度仍然很低(-3MPa); 二是有
机-无机杂化设计中有机组分的选择上，仅重视生物相容性等基本指标，纳米层
次甚至分子水平上无机-有机之间的强相互作用因素不被重视；有机分子与生物 玻璃二者性质存在较大差异，二者相容性较差造成界面结合强度低，高分子基 质在生物玻璃表面产生收縮变形，两相界面产生微裂纹，力学性能不佳。尤为 重要的是，传统有机-无机杂化设计中，无机组元成为分散或者局部团聚体，外 力作用产生应力集中从而引发材料有机-无机界面失效而微结构过早破坏，复合 材料力学性能的改善效果相当有限。
因此，根据现有专利技术、相关文献报道以及临床应用来看，迫切需要探 索和研制在组成与行为上均满足骨齿组织缺损快速完全修复更为理想的生物玻 璃多孔材料，这样的材料在细胞及分子水平上能主动诱导人体内与成骨相关的 细胞进行增殖、分化和基因表达，能任意调控材料中活性物质的释放速度，以 满足对骨形成相关的细胞产生最佳刺激所需要剂量配伍，并且还必须具备优越 的力学性能以承载骨损伤部位应力冲击而不被破坏的生物力学要求。

发明内容
本发明的目的是提供一种用于人体骨、齿组织损伤原位再生修复和组织工 程细胞支架的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料及其制备方法。
可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料，其特征在于它以大孔孔道和 介孔孔道组成的生物玻璃多孔支架为基质，相邻大孔孔道相互贯通，在大孔和 介孔孔道的内、外表面具有带正、负电荷生物分子交替层-层组装的凝胶层，生 物玻璃基质组分以氧化物形式表示的重量百分数含量为
CaO16 38%
P2O50~10%
Si02 45 腦
SrO0 0.1%
Na20 0~22.5%，上述组分之和为100%。
上述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料的大孔孔径为50 600微 米，介孔孔径为10 50纳米。
上述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料的的抗压强度为15~36 MPa，断裂韧性0.5~1.0 MPa. m1/2，弹性模量250~600 MPa，塑性变形率为 15~330/0。可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料的制备方法，包括以下步骤
1) 将石蜡微球置于抽滤漏斗中形成排列规则的堆砌阵列，经4(TC热处理使 得相邻微球表面黏结，形成多孔模板，真空条件下，将含CaO 16~38%、 P205 0~10%、 SiO2 45~80%、 Na2O0 22.5。/。的介孔生物玻璃纳米粉体的乙醇浆料滴加 到多孔模板中，直至模板的微孔完全被浆料充填，室温下让乙醇挥发，晾干， 然后在700~950°C下烧结除去石蜡微球模板，得到孔道结构规则并相互贯通的 生物玻璃多孔支架；
2) 将生物玻璃多孔支架放到含锶离子1.0-1000 ppm的Tris-HCl[三(羟甲基) 氨基甲烷-盐酸]缓冲溶液或Tris-HCl缓冲溶液中浸泡2~60分钟，取出烘干；
3) 将步骤2)得到的多孔材料放到带负电荷的生物分子水溶胶中，真空抽 吸，使负电荷的生物分子引入多孔支架微纳米孔道内，35 45。C干燥；然后，再 次将该多孔材料放到带正电荷的生物分子水溶胶中并真空抽吸，35~45°C干燥；
4) 重复步骤3)，在多孔材料孔道内交替引入带负电荷和正电荷的生物分子， 得到可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料。
本发明中，所说的正电荷生物分子可以是几丁聚糖、聚组氨酸、聚赖氨酸 或聚精氨酸，优选几丁聚糖。
本发明中，所说的负电荷生物分子可以是海藻酸钠、透明质酸、聚天门冬 氨酸、透明质酸无机盐和聚天门冬氨酸无机盐中的一种或几种混合，优选海藻 酸钠。
为了提高本发明复合材料用于骨组织损伤修复的效果，可以在带负电荷和 正电荷的生物分子的水溶胶中加入阿仑膦酸钠或骨形态发生蛋白。
本发明中，提髙生物玻璃多孔支架的烧结温度可以提高可降解力学增强型 生物玻璃基多孔复合材料的抗压强度、断裂韧性和弹性模量力学性能。
为了有利于检测、跟踪、定位和评价力学增强型生物玻璃基多孔复合材料 在体内分布和降解状况，可以在带负电荷和正电荷的生物分子的水溶胶中加入 具有荧光标记特性的纳米量子点或具有磁成像的磁性纳米颗粒，如四氧化三铁 纳米粒子、硫化铬纳米粒子。
制备方法中所用的石蜡微球球径为50-600微米。
本发明对组装的生物分子凝胶层数和各层厚度均不存在严格的限制。
本发明的有益效果在于
本发明的生物玻璃基多孔复合材料具有纳米级介孔和微米级大孔道，相邻 大孔道之间的贯通管道具有允许血管化和骨组织内生长的孔道尺寸，孔道和贯通管道表面均被高生物相容性的可降解生物分子层-层化学修饰，与生理液接触 不会发生硅、钙、磷等活性物质爆发式释放，并通过改变生物分子凝胶层厚度
能够调节活性物质的释放速度。这种多孔复合材料的两个显著特征是(1)力学 强度、断裂韧性、弹性模量和可切削加工性比纯生物玻璃多孔材料显著改善和 提高，其抗压强度为15 36MPa，断裂靭性0.5~1.0 MPa.m1/2，弹性模量 250 600MPa，塑性变形率为15~33%。通过改变生物分子组装层数可以调节生物 玻璃基多孔复合材料的力学性能；(2)多孔材料孔道表面类似细胞外基质生物分 子凝胶层能促进细胞黏附和调控生物玻璃中无机离子溶出速率，通过改变生物 分子组装层数可以调节生物玻璃无机离子溶出速度。
本发明生物玻璃基多孔复合材料不涉及高温热处理工艺，生物分子不会发 生结构破坏或者变性，具有工艺简单，生物分子凝胶层结构容易控制，生物活 性无机物质释放速度易于调控等特点。
本发明的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料通过在带负电荷和正 电荷的生物分子的水溶胶中加入阿仑膦酸钠或骨形态发生蛋白，可以提高骨组 织损伤修复的效果；只要能促进骨齿组织损伤修复的活性物质如锌、铁等人体 微量元素无机离子，药物、生长因子、基因和蛋白质等皆可加入生物分子水溶 胶中。对有利于检测、跟踪、定位和评价材料在体内分布和降解状况的具有荧 光特性的纳米量子点、具有磁成像的磁性纳米颗粒也均可同时加于生物分子水 溶胶中。
利用本发明的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料制成的制品将具 有优良的生物安全性、可生物降解性和骨再生生物活性，在骨科、口腔科、脑 外科以及骨组织工程等领域涉及的损伤原位再生修复、生物诱导活性分子或治 疗性药物输运以及体外活体骨组织构建具有广泛应用价值。


图1是X射线衍射图谱，其中(a)为生物玻璃纳米粉体，(b)为在750°C下 烧结120分钟的生物玻璃多孔支架经生物分子修饰后，(c)为在85(fC下烧结120 分钟的生物玻璃多孔支架经生物分子修饰后，(d)为在900°C下烧结120分钟的 生物玻璃多孔支架经生物分子修饰后；
图2是多孔纳米材料的三维显微-CT照片，图(a)为纯生物玻璃多孔支架三 维结构，(b)为可降解力学增强型生物玻璃基多孔材料三维结构(两图右上角图片 为支架内部局部放大照片)；
图3是多孔纳米材料断面形貌的光学显微镜照片，图(a)为纯生物玻璃多孔支架三维结构，(b)为可降解力学增强型生物玻璃基多孔纳米复合材料三维结构;
图4是多孔材料的红外光谱图谱，其中(a)为海藻酸钠的红外光谱图谱， (b)为几丁聚糖的红外光谱图谱，(C)为纯生物玻璃多孔纳米材料的红外光谱图谱，
(d)为纯生物玻璃多孔纳米材料经海藻酸钠修饰后的红外光谱图谱，(e)为纯生物 玻璃多孔纳米材料经海藻酸钠和几丁聚糖修饰后的红外光谱图谱；
图5是可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料在模拟体液(SBF)和 Tris-HCl缓冲溶液中浸泡过程中Si离子浓度变化曲线，其中(a)为纯生物玻璃 多孔纳米材料在SBF中Si离子浓度变化曲线，(b)为可降解力学增强型生物玻 璃基多孔复合材料在SBF中Si离子浓度变化曲线，(c)为可降解力学增强型生物 玻璃基多孔复合材料在SBF中Si离子的浓度变化曲线，(d)为可降解力学增强型 生物玻璃基多孔复合材料在Tris-HCl缓冲溶液中Si离子浓度变化曲线。
图6是纯生物玻璃多孔纳米材料经生物分子修饰前后的力学测试图，其中 图(a)为纯生物玻璃多孔纳米材料抗压测试过程应力-应变变化曲线，图(b)为纯生 物玻璃多孔纳米材料经海藻酸钠修饰一次后抗压测试过程应力-应变变化曲线， 图(c)为纯生物玻璃多孔纳米材料经海藻聚糖修饰一次(曲线13)与海藻聚糖/几丁 聚糖修饰组装一次后(曲线12)的抗压测试过程应力-应变变化曲线[图中纵坐标 单位为牛顿(N)，横坐标为毫米(mm"。
图7是生物玻璃多孔支架被异性电荷生物分子修饰不同次数后的应力-应变 对比图，图a—次，图b二次，图c三次[图中纵坐标单位为牛顿(N),横坐标 为毫米(mm)]。
图8是生物玻璃多孔支架被异性电荷生物分子修饰不同次数后并经抗压强 度测试后材料外观形貌对比图，图a未修饰，图b修饰一次，图c修饰二次，图 d修饰三次。
具体实施例方式
下面结合实例进一步阐明本发明的内容，但这些实例并不限制本发明的范 围，凡基于本发明上述内容所实现的技术和制备的材料均属于本发明的保护范 围。实施例所使用试剂纯度均不低于其分析纯试剂纯度指标。 实施例1
l)制作一个沿直径方向排布一系列不等直径(06、 8、 10 mm)的圆柱通孔 (呈蜂窝状)聚四氟乙烯圆柱体模具和一个孔道为长x宽x高为36x9x9 mm的柱 状通孔模具，并放置于预先放有0.22 nm孔滤纸的两个抽滤漏斗中，将球径为 150 28(^m的石蜡微球置于模具的通孔中，形成排列规则的堆砌阵列，经40。C热处理使得相邻微球表面黏结，形成多孔模板。在400 mL无水乙醇介质中，在超声波作用下加入含Ca022.5%、 P20510%、 Si02 45%、 Na20 22.5%的介孔生物玻璃纳米粉体得到浆料，真空条件下，将浆 料滴加到多孔模板中，直至模板的微孔完全被浆料充填，室温下让乙醇挥发， 晾干；然后在75(TC下烧结除去石蜡微球模板，得到孔道结构规则并相互贯通的 生物玻璃多孔支架，多孔材料的X射线衍射图谱如图lb，图谱显示在750'C下 烧结制备的多孔材料仍然为非晶玻璃态物质。2) 将生物玻璃多孔支架放到锶离子浓度为650 ppm的Tris-HCl缓冲溶液中浸 泡20分钟后取出烘干，使得多孔支架孔道壁表面形成富钙、锶离子层。3) 将步骤2)得到的多孔材料放到0.02 g/mL海藻酸钠水溶胶中，采用真空 抽吸法将水溶胶引入多孔支架微纳米孔道内，4(TC干燥处理，使得水凝胶薄层 羧基阴离子对支架微纳米孔道壁表面钙、锶金属阳离子形成强化学键合，达到 力学增强；然后，再次将该多孔材料放到0.02g/mL几丁聚糖水溶胶中，采用真 空抽吸法将水溶胶引入多孔支架微纳米孔道内，再经过45。C干燥处理，使得水 凝胶薄层氨基对支架微纳米孔道壁表面海藻酸钠中羧基阴离子形成强化学键合 并达到力学增强。4)重复步骤3)，交替引入海藻酸钠和几丁聚糖进行6次组装、干燥，从而制 备成孔道被生物分子修饰和力学性能显著增强的生物玻璃基多孔纳米复合材 料。该多孔纳米复合材料的抗压强度25土4MPa，断裂韧性0.6±0.1 MPa.m1/2，弹 性模量350±21 MPa，塑性变形率为24±6%。多孔纳米复合材料的断面形貌和三 维多孔形态如图2和图3所示，红外光谱如图4所示。由图2和图3可见，本 发明的生物玻璃基多孔纳米复合材料与纯生物玻璃多孔支架相比，孔道结构和 贯通性没有显著变化；由图4可见，与图中海藻酸钠(图4a)和几丁聚糖(图4b) 的红外光谱图谱对照，纯生物玻璃(图4c)在1410和1653cm"没有羧基和羧基 的吸收峰，但是经海藻酸钠修饰(图4d)后1410和1653cm"显示明显的羧基和羧 基的红外吸收特征峰，说明生物玻璃多孔支架被生物分子成功修饰。 实施例21)将球径为380~450微米的石蜡微球置于抽滤漏斗中形成排列规则的堆砌 阵列，经4(TC热处理使得相邻微球表面黏结，形成多孔模板；真空条件下，将含Ca038。/。、 P2056.5%、 Si02 55.5%的介孔生物玻璃纳米粉 体的乙醇浆料滴加到多孔模板中，直至模板的微孔完全被浆料充填，室温下让 乙醇挥发，晾干；然后在850°C下烧结除去石蜡微球模板，得到孔道结构规则并相互贯通的生物玻璃多孔支架，多孔材料的X射线衍射图谱如图lc，图谱显 示在85(TC下烧结制备的多孔材料发生结晶，析出Na2Ca2Si09晶体物质。2) 将生物玻璃多孔支架放到锶离子浓度为450 ppm的Tris-HCl缓冲溶液中浸 泡45分钟，取出烘干，使得多孔支架孔道壁表面形成富钙、锶离子层。3) 将步骤2)得到的多孔材料放到0.02 g/mL海藻酸钠水溶胶中，采用真空 抽吸法将水溶胶引入多孔支架微纳米孔道内，40。C干燥处理，使得水凝胶薄层 羧基阴离子对支架微纳米孔道壁表面钙、锶金属阳离子形成强化学键合，达到 力学增强；然后，再次将该多孔材料放到0.02g/mL几丁聚糖水溶胶中，采用真 空抽吸法将水溶胶引入多孔支架微纳米孔道内，再经过45。C干燥处理，使得水 凝胶薄层氨基对支架微纳米孔道壁表面海藻酸钠中羧基阴离子形成强化学键合 并达到力学增强。4) 重复步骤3)，交替引入海藻酸钠和几丁聚糖进行6次组装、干燥，从而制 备成孔道被生物分子修饰和力学性能显著增强的生物玻璃基多孔纳米复合材 料。该多孔纳米复合材料的抗压强度30士3MPa，断裂韧性0.82±0.05旨3.1111/2， 弹性模量420i31MPa，塑性变形率为24±6%。多孔纳米复合材料红外光谱表征 如图4e所示，修饰频次增加应力-应变变化规律如图6所示。由图4e可见，在 1410和1653cm"为生物分子中羧基和氨基的红外特征吸收峰，说明生物玻璃多 孔支架被生物分子成功修饰；由图6可见，随着生物活性玻璃多孔支架被生物 分子修复频次增加，材料的抗压强度显著增强，塑性显著增大，脆性显著下降。 实施例31) 将球径为280 350微米的石蜡微球置于抽滤漏斗中形成排列规则的堆砌 阵列，经45'C热处理使得相邻微球表面黏结，形成多孔模板；真空条件下，将含Ca016。/。、 P2055.5°/。、 Si02 78.5%的介孔生物玻璃纳米粉 体的乙醇浆料滴加到多孔模板中，直至模板的微孔完全被浆料充填，室温下让 乙醇挥发，晾干；然后在900°C下烧结除去石蜡微球模板，得到孔道结构规则 并相互贯通的生物玻璃多孔支架，多孔材料的X射线衍射图谱如图ld，图谱显 示在90(TC下烧结制备的多孔材料发生结晶，析出Na2Ca2Si309晶体物质；2) 将生物玻璃多孔支架放到Tris-HCl缓冲溶液中浸泡30分钟，取出烘干；3) 将步骤l)得到的多孔材料放到0.02g/mL海藻酸钠水溶胶中，采用真空 抽吸法将水溶胶引入多孔支架微纳米孔道内，35。C干燥处理，使得水凝胶薄层 羧基阴离子对支架微纳米孔道壁表面钙离子形成强化学键合，达到力学增强， 多孔纳米复合材料的红外光谱表征如图4d所示，在1500和1653cm"为生物分子中羧基的红外特征吸收峰，说明生物玻璃多孔支架被生物分子成功修饰；然 后，再次将该多孔材料放到0.01g/mL几丁聚糖水溶胶中，采用真空抽吸法将水 溶胶引入多孔支架微纳米孔道内，再经过45。C干燥处理，使得水凝胶薄层氨基 对支架微纳米孔道壁表面海藻酸钠中羧基阴离子形成强化学键合并达到力学增 强。3)重复步骤2)引入海藻酸钠进行6次组装、干燥，从而制备成孔道被生物分 子修饰和力学性能显著增强的生物玻璃基多孔纳米复合材料。该多孔纳米复合 材料的抗压强度30±2 MPa，断裂韧性0.9士0.1MPa.m"2，弹性模量510士14MPa， 塑性变形率为29±4%。 实施例41) 同实施例2中步骤l)和2)操作，得到含锶为0.06%的生物玻璃多孔支架。2) 将步骤1)得到的多孔材料放到含400 pg/mL阿仑膦酸钠的海藻酸钠水 溶胶中，采用真空抽吸法将水溶胶及阿仑膦酸钠引入多孔支架微纳米孔道内， 35°C干燥处理，使得水凝胶薄层羧基阴离子对支架微纳米孔道壁表面阳离子形 成强化学键合，达到力学增强和阿仑膦酸钠药物包埋。然后，再次将该多孔材 料放到含粒径为4 20 nm四氧化三铁超顺磁纳米颗粒几丁聚糖水溶胶中，采用 真空抽吸法将水溶胶引入多孔支架微纳米孔道内，再经过45。C干燥处理，使得 水凝胶薄层氨基对支架微纳米孔道壁表面海藻酸钠中羧基阴离子形成强化学键 合，并达到力学增强并具有磁成像特性。3) 重复步骤2)，交替引入海藻酸钠和几丁聚糖水溶胶进行6次组装、干燥， 从而制备成孔道被生物分子修饰和力学性能显著增强的生物玻璃基多孔纳米复 合材料，该多孔纳米复合材料的抗压强度29±2 MPa,断裂韧性0.8±0.1 MPa.m1/2， 弹性模量390±35MPa，塑性变形率为24±6%。实施例51) 将球径为280~350微米的石蜡微球置于抽滤漏斗中形成排列规则的堆砌 阵列，经45'C热处理使得相邻微球表面黏结，形成多孔模板。真空条件下，将 含CaO20%、 Si02 80%的介孔生物玻璃纳米粉体的乙醇浆料滴加到多孔模板中， 直至模板的微孔完全被浆料充填，室温下让乙醇挥发，晾干；然后在850°C下 烧结除去石蜡微球模板，得到孔道结构规则并相互贯通的生物玻璃多孔支架。2) 将生物玻璃多孔支架放到锶离子浓度为800 ppm的Tris-HCl缓冲溶液中浸 泡45分钟，取出烘干，使得多孔支架孔道壁表面形成富钙、锶离子层。3) 将步骤2)得到的多孔材料放到0.02 g/mL海藻酸钠水溶胶中，采用真空抽吸法将水溶胶引入多孔支架微纳米孔道内，35。C干燥处理，使得水凝胶薄层 羧基阴离子对支架微纳米孔道壁表面钙、锶离子形成强化学键合，达到力学增 强。4)重复步骤3)引入海藻酸钠进行5次组装、干燥，从而制备成孔道被生物 分子修饰和力学性能显著增强的生物玻璃基多孔纳米复合材料。该多孔纳米复 合材料的抗压强度30士2MPa，断裂韧性0.9±0.1旨3.1111/2，弹性模量510士17MPa， 塑性变形率为25±4%。 实施例61) 将球径为280 350微米的石蜡微球置于抽滤漏斗中形成排列规则的堆砌 阵列，经45'C热处理使得相邻微球表面黏结，形成多孔模板；真空条件下，将 含Ca038n/。、 Si0258%、 Na20 4%的介孔生物玻璃纳米粉体的乙醇浆料滴加到多 孔模板中，直至模板的微孔完全被浆料充填，室温下让乙醇挥发，晾干；然后 在850°C下烧结除去石蜡微球模板，得到孔道结构规则并相互贯通的生物玻璃 多孔支架。2) 将生物玻璃多孔支架放到Tris-HCl缓冲溶液中浸泡45分钟，取出烘干， 使得多孔支架孔道壁表面形成富钙离子层。3) 将步骤2)得到的多孔材料放到负电荷生物分子浓度为0.02 g/mL (海藻酸 钠与聚天门冬氨酸质量比为1:1)水溶胶中，采用真空抽吸法将水溶胶引入多孔 支架微纳米孔道内，35°C干燥处理，使得水凝胶薄层羧基阴离子对支架微纳米 孔道壁表面钙离子形成强化学键合，达到力学增强；然后，再次将该多孔材料 放到正电荷生物分子浓度为0.01 g/mL (几丁聚糖与聚赖氨酸质量比为3:1)水 溶胶中，采用真空抽吸法将水溶胶引入多孔支架微纳米孔道内，再经过45。C干 燥处理，使得水凝胶薄层氨基对支架微纳米孔道壁表面海藻酸钠中羧基阴离子 形成强化学键合并达到力学增强。4) 重复步骤3)引入异性电荷生物分子进行4次组装、干燥，从而制备成孔道 被生物分子修饰和力学性能显著增强的生物玻璃基多孔纳米复合材料，该多孔 纳米复合材料的抗压强度31士2MPa，断裂韧性O.S土O.l MPa.m1/2，弹性模量 480士34MPa，塑性变形率为26±4%。实施例7l)将实施例1中烧结温度改为为S50。C，负电荷生物分子为海藻酸钠与聚天 门冬氨酸摩尔比1:1的混合物，负电荷生物分子为几丁聚糖与聚赖氨酸摩尔比 2:1的混合物，其余同实施例1中步骤1)-4)操作，该多孔纳米复合材料的抗压强度31士lMPa，断裂韧性0.9±0.1 MPa.m1/2，弹性模量530±16 MPa。
2)以自制的模拟人体生理液(SBF)和Tris-HCl分别为溶液介质，SBF溶液含 有的无机离子分别为Na+ 142.0 mM， K+ 5.0 mM， Ca2+ 2.5 mM， Mg2+ 1.5 mM， C1— 147.8 mM, HCO, 4.2 mM, HP042— 1.0 mM, S042— 0.5 mM， pH值为7.25; Tris-HCl 溶液是将0.05 mol/L的Tris去离子水溶液用1.0 mol/L HC1调节溶液pH值为 7.25。将长x宽x高为35x8x8 mm的纯生物玻璃多孔支架、海藻酸钠修饰生物玻 璃基多孔纳米材料、海藻酸钠-几丁聚糖联合修饰生物玻璃基多孔纳米材料分别 置于SBF或者Tris-HCl溶液中，按多孔材料质量(g)/溶液体积(mL)比为1/30量 取浸泡溶液介质，密封瓶盖并放置于恒温水浴振荡器内连续振荡(60rpm)，水浴 温度维持在37。C。分别在预定时间段吸取5.0mL悬浮溶液并快速离心分离，上 清液用于硅离子浓度测试，并用同体积新鲜溶液维持浸泡介质体积稳定。离子 控制释放曲线如图5所示，力学增强型生物玻璃基多孔复合材料在SBF中硅离 子具有控制释放特性，不存在爆发式释放行为，最初36小时内比纯生物玻璃多 孔支架硅离子释放速率慢15 28%。 实施例8
1) 将多孔生物玻璃支架烧结温度改为为850。C，其余同实施例1中步骤1)-4) 操作，得到含锶为0.07%的多孔纳米复合材料。
2) 以在850nC烧结制备的直径x高为6x14 mm的生物玻璃多孔支架、海藻酸 钠修饰生物玻璃基多孔纳米材料、海藻酸钠-几丁聚糖联合修饰生物玻璃基多孔 纳米材料分别用Instron力学测试，经生物分子修饰前后生物玻璃多孔材料的应 力-应变曲线和形变如图7和图8所示。图7显示随着生物活性玻璃多孔支架被 异性生物分子修复频次增加，材料的抗压强度显著增强，塑性显著增大；图8 显示生物玻璃多孔支架(图a)和组装修饰1次后的多孔复合材料(图b)受外力压迫 表层粉化而出现"掉渣"现象，生物分子组装修饰频次增加到2次(图c)或者3次 (图d)后，力学增强型生物玻璃基多孔复合材料因压縮变形的表层粉化和"掉渣" 得以避免。
权利要求
1.可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料，其特征在于它以大孔孔道和介孔孔道组成的生物玻璃多孔支架为基质，相邻大孔孔道相互贯通，在大孔和介孔孔道的内、外表面具有带正、负电荷生物分子交替层-层组装的凝胶层，生物玻璃无机基质组分以氧化物形式表示的重量百分数含量为CaO 16～38％；P2O5 0～10％；SiO2 45～80％；SrO 0～0.1％；Na2O 0～22.5％，上述组分之和为100％。
2. 根据权利要求1所述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料，其 特征在于大孔的孔径为50~600微米，介孔的孔径为10~50纳米。
3. 根据权利要求1所述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料，其 特征在于所说的正电荷生物分子是几丁聚糖、聚组氨酸、聚赖氨酸或聚精氨酸。
4. 根据权利要求1所述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料，其 特征在于所说的负电荷生物分子是海藻酸钠、透明质酸、聚天门冬氨酸、透明 质酸无机盐和聚天门冬氨酸无机盐中的一种或几种混合。
5. 根据权利要求1所述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料，其 特征在于复合材料的抗压强度为15 36MPa，断裂韧性0.5 1.0MPa.m"2,弹性模 量25(K600MPa，塑性变形率为15~33%。
6. 根据权利要求1所述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料的制备方法，其特征在于包括以下步骤1) 将石蜡微球置于抽滤漏斗中形成排列规则的堆砌阵列，经40'C热处理使 得相邻微球表面黏结，形成多孔模板，真空条件下，将含CaO 16 38%、 P205 0~10°/。、 SiO2 45~80%、 Na2O0 22.5。/。的介孔生物玻璃纳米粉体的乙醇浆料滴加 到多孔模板中，直至模板的微孔完全被浆料充填，室温下让乙醇挥发，晾干， 然后在700~950°C下烧结除去石蜡微球模板，得到孔道结构规则并相互贯通的 生物玻璃多孔支架；2) 将生物玻璃多孔支架放到含锶离子1.0-1000 ppm的Tris-HCl缓冲溶液或 Tris-HCl缓冲溶液中浸泡2 60分钟，取出烘干；3) 将步骤2)得到的多孔材料放到带负电荷的生物分子水溶胶中，真空抽 吸，使负电荷的生物分子引入多孔支架微纳米孔道内，35 45。C干燥；然后，再次将该多孔材料放到带正电荷的生物分子水溶胶中并真空抽吸，35~45°C干燥； 4)重复步骤3)，在多孔材料孔道内交替引入带负电荷和正电荷的生物分子， 得到力学增强型生物玻璃基多孔纳米材料。
7. 根据权利要求6所述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料的制 备方法，其特征在于所用的石蜡微球球径为50 600微米。
8. 根据权利要求6所述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料的制 备方法，其特征是在带负电荷和正电荷的生物分子的水溶胶中加入阿仑膦酸钠或骨形态发生蛋白。
9. 根据权利要求6所述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料的制 备方法，其特征是在带负电荷和正电荷的生物分子的水溶胶中加入具有荧光特 性的纳米量子点或具有磁成像的磁性纳米颗粒。
10. 根据权利要求6所述的可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料的 制备方法，其特征是所说的正电荷生物分子是几丁聚糖、聚组氨酸、聚赖氨酸 或聚精氨酸；所说的负电荷生物分子是海藻多糖无机盐、透明质酸、聚天门冬 氨酸、透明质酸无机盐和聚天门冬氨酸无机盐中的一种或几种混合。
全文摘要
本发明涉及可降解力学增强型生物玻璃基多孔复合材料及其制备方法。该材料以大孔孔道和介孔孔道组成的生物玻璃多孔支架为基质，相邻大孔孔道相互贯通，在大孔和介孔孔道的内、外表面具有带正、负电荷生物分子交替层-层组装的凝胶层，生物玻璃基质组分以氧化物形式表示的重量百分数含量为CaO16～38％、P₂O₅ 0～10％、SiO₂ 45～80％、SrO 0～0.1％、Na₂O 0～22.5％。这种类似细胞外基质的异性电荷生物分子层-层组装修饰的生物玻璃基多孔复合材料，生物活性离子释放速度能有效剪裁控制，孔道壁有利于细胞黏附生长，力学强度、断裂韧性和可切削加工性好，能满足应力集中部位骨齿损伤原位再生治疗的应用。
文档编号A61F2/28GK101288780SQ20081006224
公开日2008年10月22日 申请日期2008年6月10日 优先权日2008年6月10日
发明者干 丁, 张新立, 苟中入 申请人:浙江大学