一种甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料及其制备方法与应用与流程

本发明属于生物纳米复合材料及组织工程技术领域，特别涉及一种甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料及其制备方法与应用。

背景技术：

由先天性、创伤、肿瘤及手术等所致的骨缺损或创伤是临床最为常见和多发的病症，骨组织修复材料的市场需求量非常巨大，而骨组织工程的提出为骨缺损修复带来了希望。组织工程纤维支架能够更为有效地模拟天然细胞外基质的结构和功能，为细胞的生长提供良好的微环境。近年来，静电纺丝法和3D打印成型法所构建的纤维支架具有高比表面积、高孔隙率和相互连通的三维网络状结构，而且这些方法简便易行，快速高效，因此在组织工程领域得到了广泛关注和大量研究。但是，传统的静电纺丝法或3D打印成型法制备的纤维支架存在力学强度和模量较低的缺点，这很大程度上限制了上述成型方法在组织工程领域中的广泛应用。生物降解聚酯(如聚丙交酯、聚乙交酯、聚己内酯等)是一类经过美国FDA(Food and Drug Administration，FDA)批准可用于生物医用材料产品制造的聚合物。采用静电纺丝法或3D打印成型法所构建的生物降解聚酯纤维支架材料具有良好的生物相容性和生物降解特性、较好的初始机械强度和弹性模量以及易于成型加工等优点，在骨组织工程支架材料领域基本能满足作为细胞生长载体材料的要求。然而，生物降解聚酯纤维支架材料仍存在以下不足：(1)材料的力学强度一般，不能很好地满足对骨材料机械性能的要求；(2)材料亲水性较差，不利于细胞黏附和增殖；(3)细胞相容性不理想，并且，缺乏骨诱导性，促骨组织愈合能力有限；(4)材料的降解速率难以调控。因此，提高材料的亲水性和力学性能，并赋予其良好的细胞亲和性和成骨活性，是生物降解聚酯骨组织修复材料开发与应用研究的主要方向。目前研究较多的是将亲水性和生物相容性良好的一些有机或无机纳米填料、天然或合成的高分子材料复合到生物降解聚酯基体中，材料的亲水性和细胞相容性在一定程度可以得到改善，但所制备的复合材料的力学性能相比于单一生物降解聚酯材料往往提高不明显，甚至下降。

晶须是指具有较大长径比的细小的纤维状单晶体。相比于颗粒填料，晶须具有更为优异的物理化学性质和优异的力学性能，是一类极为理想的新型聚合物基体的补强增韧材料。甲壳素晶须(CHW)是一种可体内降解吸收的天然生物多糖晶须，是自然界唯一的带正电的多糖类高分子材料。甲壳素晶须原料来源广泛，制备简单，具有优异的细胞相容性和成骨活性，可显著促进骨组织愈合。然而，单一设计将晶须材料引入到生物降解聚酯纤维支架材料中，对基体材料各种性能的改善有限，作为构建模仿类天然细胞外基质结构和功能的生物降解聚酯静电纺丝或3D打印纤维支架材料，其力学性能仍有待进一步提高。壳聚糖(CS)是甲壳素的脱乙酰化产物，分子结构与细胞外基质的多糖组分相类似，含有大量的亲水性羟基和氨基，可赋予材料良好的润湿性；并且，壳聚糖有很好的成骨细胞亲和性，能够支持成骨细胞的黏附、增殖及表型表达。

技术实现要素：

为了克服上述现有技术的缺点与不足，本发明的首要目的在于提供一种甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料。

本发明涉及的复合材料一是采用甲壳素晶须增强增韧生物降解聚酯纤维支架，二是设计壳聚糖纳米纤维网络贯穿于生物降解聚酯纤维支架中，进一步增强增韧生物降解聚酯纤维支架，从而实现甲壳素晶须和壳聚糖纳米纤维网络双重增强增韧生物降解聚酯纤维支架的目的。该三元复合材料中，甲壳素晶须和壳聚糖纳米纤维网络不仅可以协同增强增韧生物降解聚酯纤维支架，而且，三元复合材料的亲水性、细胞相容性、以及成骨活性和促骨组织愈合能力均显著优于单一的甲壳素晶须或壳聚糖纳米纤维网络增强生物降解聚酯纤维支架体系。

本发明另一目的在于提供一种上述甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料的制备方法。本发明通过结合静电纺丝法和热致相分离法，或结合3D打印成型法和热致相分离法实现，设计先后将甲壳素晶须和壳聚糖纳米纤维网络引入到生物降解聚酯纤维支架中，获得一类甲壳素晶须和壳聚糖纳米纤维网络双重增强增韧生物降解聚酯纤维支架材料，实现纤维支架材料良好的亲水性和细胞亲和性、优异的力学性能和成骨活性的有效结合。

本发明再一目的在于提供上述甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料的应用。

本发明的目的通过下述方案实现：

一种甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料的制备方法，将甲壳素晶须和生物降解聚酯采用静电纺丝法或3D打印成型法得到甲壳素晶须增强的生物降解聚酯纤维支架，再利用热致相分离法将壳聚糖纳米纤维网络引入纤维支架中，得到甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料。

所述利用热致相分离法将壳聚糖引入纤维支架中可包括以下步骤：将纤维支架浸泡于壳聚糖的醋酸溶液中，取出，低温淬冷，冷冻干燥，得到甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料。

所述壳聚糖的醋酸溶液中，壳聚糖的浓度优选为0.05～2.5wt％；醋酸的体积浓度优选为0.025～2％。

所述浸泡的时间优选为2min～12h。

所述淬冷的时间优选为5min～24h。

所述淬冷的温度优选为-196～-20℃。

本发明中，所述的甲壳素晶须通过本领域常规的酸解法制备得到即可；其直径优选为0.5nm～1μm，长度为50nm～20μm，其长径比为20～280。

本发明中，所述壳聚糖的脱乙酰度优选大于80％，分子量为3～20万；壳聚糖的纳米纤维直径为10～1000nm，纤维间的孔径尺寸为10～500nm。

本发明中，所述的生物降解聚酯优选为聚(L-丙交酯)、聚(D,L-丙交酯)、聚乙交酯、聚(ε-己内酯)、聚(丙交酯-co-乙交酯)二元共聚物等。

本发明中，所述的静电纺丝法为常规静电纺丝法，具体可为将甲壳素晶须加入生物降解聚酯溶液中，静电纺丝得到纤维支架。

所述静电纺丝的电压优选为10～30kV。

所述生物降解聚酯溶液的质量体积(g/mL)浓度优选为5～20％。所述生物降解聚酯溶液优选为将生物降解聚酯溶解于有机溶剂中得到。

所述的有机溶剂可选用三氯甲烷、二氯甲烷、N,N-二甲基甲酰胺、甲苯和丙酮中的至少一种，优选为至少两种；其中，当选用两种溶剂时，二者的体积比为9:1～6:4。

所述将甲壳素晶须加入生物降解聚酯溶液中后，优选经磁力搅拌、超声分散。上述处理可获得均匀分散的溶液。

优选的，所述静电纺丝法得到的纤维支架中，生物降解聚酯纤维直径为300～2000nm，纤维间孔径尺寸为100～1000nm；支架厚度控制在0.01～2mm，孔隙率为70～95％。

本发明中，所述的3D打印成型法可包括以下步骤：将甲壳素晶须和生物降解聚酯微粒混合，挤出拉丝，利用3D打印机打印成型，得到纤维支架。

所述挤出的温度优选为60～250℃。

所述3D打印条件优选为打印温度50～260℃，底板温度为20～35℃，喷嘴打印速率为30～60mm/s，喷嘴空移速率为90～160mm/s。优选的，所述3D打印成型法得到的纤维支架中，生物降解聚酯纤维直径为800nm～400μm，纤维间孔径尺寸为100nm～50μm；支架厚度控制在0.1～5mm，孔隙率为50～90％。

本发明制备方法涉及的材料来源丰富、成本低廉，制备方法和产品组成简单，易实现效率高、成本低的产业化生产。

本发明还提供一种上述制备方法得到的甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料。其结构为甲壳素晶须增强的生物降解聚酯纤维支架，壳聚糖纳米纤维贯穿于纤维支架的内部及纤维表层。本发明复合材料中，优选含有0.15～30wt％甲壳素晶须、0.05～30wt％的壳聚糖纳米纤维和40～99.8wt％的生物降解聚酯。

优选的，本发明所述甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料中，甲壳素晶须和壳聚糖的质量比为0.01:0.99～0.99:0.01。

本发明的甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维复合材料兼具良好的亲水性和优异的力学性能，以及优异的细胞亲和性和促骨组织愈合能力，可应用于生物医学领域中，特别是作为骨组织修复材料具有良好的应用前景。

本发明相对于现有技术，具有如下的优点及有益效果：

(1)本发明设计先采用甲壳素晶须作为生物降解聚酯基体的增强填料，然后将壳聚糖纳米纤维贯穿于生物降解聚酯纤维支架内外，同时采用甲壳素晶须和壳聚糖纳米纤维双重增强生物降解聚酯纤维支架，二者协同提高了生物降解聚酯纤维支架力学性能。

(2)双纤维互穿网络的结合更直观地模拟了类天然细胞外基质结构，更好地为细胞的黏附和铺展提供了的微环境，促进细胞的生长和增殖，赋予材料优异的细胞亲和能力。

(3)甲壳素晶须和壳聚糖纳米纤维作为天然多糖材料，有效改善生物降解聚酯基体的亲水性，并协同促进细胞的粘附、增殖和分化，赋予复合材料更为理想的促骨组织愈合能力。

(4)设计甲壳素晶须和壳聚糖纳米纤维网络双重增强生物降解聚酯纤维支架，巧妙地结合了天然高分子材料和合成高分子材料的优点，实现了材料良好的亲水性、优异的力学性能和细胞相容性以及成骨诱导性的完美结合。

(5)本发明采用的材料来源丰富、成本低廉，同时制备方法和产品组成简单，产品质量易于控制，易实现效率高成本低的产业化生产。

附图说明

图1为本发明实施例11中结合静电纺丝法和热致相分离法两步法所制备的甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强静电纺丝聚(D,L-丙交酯)纤维三元复合材料形貌的场发射扫描电镜图。

图2为本发明实施例12中结合静电纺丝法和热致相分离法两步法所制备的甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强聚(L-丙交酯)纤维三元复合材料的接触角图。

图3为本发明实施例12中制备的甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强静电纺丝聚(L-丙交酯)纤维三元复合材料的力学拉伸的应力应变曲线。

图4为本发明实施例13中结合静电纺丝法和热致相分离法两步法所制备的甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强静电纺丝聚(ε-己内酯)纤维三元复合材料对成骨细胞培养24h形貌铺展的激光共聚焦图。

图5为本发明实施例14中结合3D打印成型法和热致相分离法两步法制备的甲壳素晶须/壳聚糖纳米纤维双重增强3D打印聚(D,L-丙交酯)纤维三元复合材料对成骨细胞分泌碱性磷酸酶活性的影响。

具体实施方式

下面结合实施例对本发明作进一步详细的描述，但本发明的实施方式不限于此。如无特殊说明，本发明中所有原料和试剂均为市场常规的原料、试剂。

实施例1：静电纺丝法制备甲壳素晶须(CHW)/聚(D,L-丙交酯)(PDLLA)纤维二元复合材料

采用三氯甲烷和N,N-二甲基甲酰胺双溶剂(体积比为6:4)配置PDLLA溶液，得到质量体积(g/mL)浓度为15％的电纺丝溶液。按CHW/PDLLA的质量比为2.5/97.5、5/95、10/90、20/80和40/60，将CHW分别均匀混合在溶液中，经过磁力搅拌、超声分散后注入电纺丝液供给装置，在22kV的静电压下进行纺丝，电纺丝液的供给流量为2.0mL/h，接收板与注射泵针头之间的距离为16cm，得到所述静电纺丝CHW/PDLLA纤维二元复合材料。

实施例2：静电纺丝法制备CHW/聚(L-丙交酯)(PLLA)纤维二元复合材料

采用二氯甲烷和N,N-二甲基甲酰胺双溶剂(体积比为7:3)配置PLLA溶液，得到质量体积(g/mL)浓度为10％的电纺丝溶液。按CHW/PLLA的质量比为2.5/97.5、5/95、10/90、20/80和40/60，将CHW分别均匀混合在溶液中，经过磁力搅拌、超声分散后注入电纺丝液供给装置，在15kV的静电压下进行纺丝，电纺丝液的供给流量为0.5mL/h，接收板与注射泵针头之间的距离为10cm，得到所述静电纺丝CHW/PLLA纤维二元复合材料。

实施例3：静电纺丝法制备CHW/聚(ε-己内酯)(PCL)纤维二元复合材料

采用二氯甲烷和N,N-二甲基甲酰胺双溶剂(体积比为7:3)配置PCL溶液，得到质量体积(g/mL)浓度为8％的电纺丝溶液。按CHW/PCL的质量比为2.5/97.5、5/95、10/90、20/80和40/60，将CHW分别均匀混合在溶液中，经过磁力搅拌、超声分散后注入电纺丝液供给装置，在12kV的静电压下进行纺丝，电纺丝液的供给流量为0.6mL/h，接收板与注射泵针头之间的距离为15cm，得到所述静电纺丝CHW/PCL纤维二元复合材料。

实施例4：3D打印成型法制备CHW/聚(D,L-丙交酯)(PDLLA)纤维二元复合材料

(1)将CHW/PDLLA按照质量比为2.5/97.5、5/95、10/90、20/80和40/60，分别通过精密挤出机混合挤出，其中，挤出机的温度设置为160～180℃，并通过牵引机按一定牵引速率得到适合于3D打印的纤维条块。

(2)通过3D软件设计支架厚度3mm、长度30mm和宽度20mm的3D纤维支架模型图，单根纤维直径为1000nm，纤维间孔径为900nm。

(3)将上述步骤(1)制备的适用于3D打印的CHW/PDLLA纤维条块按照步骤(2)设计的3D模型经3D打印机打印成型。其中，3D打印机的打印温度为195～215℃，底板温度为28℃，喷嘴打印速率为30mm/s，喷嘴空移速率为100mm/s。

按以上步骤得到3D打印CHW/PDLLA纤维二元复合材料。

实施例5：3D打印成型法制备CHW/聚(ε-己内酯)(PCL)纤维二元复合材料

(1)将CHW/PCL按照质量比为2.5/97.5、5/95、10/90、20/80和40/60，分别通过精密挤出机混合挤出，其中，挤出机的温度设置为65～80℃，并通过牵引机按一定牵引速率得到适合于3D打印的纤维条块。

(2)通过3D软件设计支架厚度2mm、长度25mm和宽度30mm的3D纤维支架模型图，单根纤维直径为1100nm，纤维间孔径为700nm。

(3)将上述步骤(1)制备的适用于3D打印的CHW/PCL纤维支架按照步骤(2)设计的3D模型经3D打印机打印成型。其中，3D打印机的打印温度为60～75℃，底板温度为26℃，喷嘴打印速率为35mm/s，喷嘴空移速率为130mm/s。

按以上步骤得到3D打印CHW/PCL纤维二元复合材料。

实施例6：3D打印成型法制备CHW/聚乙交酯(PGA)纤维二元复合材料

(1)将CHW/PGA按照质量比为2.5/97.5、5/95、10/90、20/80和40/60，分别通过精密挤出机混合挤出，其中，挤出机的温度设置为220～240℃，并通过牵引机按一定牵引速率得到适合于3D打印的纤维条块。

(2)通过3D软件设计支架厚度2.5mm、长度35mm和宽度25mm的3D纤维支架模型图，单根纤维直径为1050nm，纤维间孔径为600nm。

(3)将上述步骤(1)制备的适用于3D打印的CHW/PGA纤维支架按照步骤(2)设计的3D模型经3D打印机打印成型。其中，3D打印机的打印温度为240～255℃，底板温度为30℃，喷嘴打印速率为40mm/s，喷嘴空移速率为150mm/s。

按以上步骤得到3D打印CHW/PGA纤维二元复合材料。

实施例7：结合静电纺丝法和热致相分离法两步法制备的壳聚糖纳米纤维(CSNF)/聚(L-丙交酯)(PLLA)纤维二元复合材料

(1)采用二氯甲烷和N,N-二甲基甲酰胺双溶剂(体积比为7:3)配置PLLA溶液，得到质量体积(g/mL)浓度为9％的电纺丝溶液。经磁力搅拌、超声分散后注入电纺丝液供给装置，在12kV的静电压下进行纺丝，电纺丝液的供给流量为0.6mL/h，接收板与注射泵针头之间的距离为14cm，得到所述静电纺丝PLLA纤维支架。

(2)将PLLA纤维支架分别浸泡于质量浓度为0.05％、0.075％、0.1％、0.125％和0.15％的壳聚糖(CS)稀醋酸溶液(稀醋酸体积浓度为0.025％)30min后，取出置于-196℃低温中淬冷1h，然后通过冷冻干燥机处理24h。

按以上步骤得到所述静电纺丝CSNF/PLLA纤维二元复合材料。

实施例8：结合静电纺丝法和热致相分离法两步法制备的CSNF/聚(ε-己内酯)(PCL)纤维二元复合材料

(1)采用丙酮溶剂配置PCL溶液，得到质量体积(g/mL)浓度为20％的电纺丝溶液。经过磁力搅拌、超声分散后注入电纺丝液供给装置，在30kV的静电压下进行纺丝，电纺丝液的供给流量为10.0mL/h，接收板与注射泵针头之间的距离25cm，得到所述静电纺丝PCL纤维支架。

(2)将PCL纤维支架分别浸泡于质量浓度为0.05％、0.075％、0.1％、0.125％和0.15％的CS稀醋酸溶液(稀醋酸体积浓度为0.025％)80min后，取出置于-80℃低温中淬冷4h，然后通过冷冻干燥机处理24h。

按以上步骤得到所述静电纺丝CSNF/PCL纤维二元复合材料。

实施例9：结合3D打印成型法和热致相分离法两步法制备的CSNF/聚(D,L-丙交酯)(PDLLA)纤维二元复合材料

(1)将PDLLA基体材料通过精密挤出机混合挤出，其中，挤出机的温度设置为165～185℃，并通过牵引机按一定牵引速率得到适合3D打印的纤维条块；

(2)通过3D软件设计支架厚度2mm、长度25mm和宽度30mm的3D纤维支架模型图，单根纤维直径为950nm，纤维间孔径为500nm。

(3)将上述步骤(1)制备的适用于3D打印的PDLLA纤维支架按照步骤(2)设计的3D模型经3D打印机打印成型。其中，3D打印机的打印温度为180～220℃，底板温度为30℃，喷嘴打印速率为50mm/s，喷嘴空移速率为110mm/s。

(4)将PDLLA纤维支架分别浸泡于质量浓度为0.05％、0.075％、0.1％、0.125％和0.15％的CS稀醋酸溶液(稀醋酸体积浓度为0.025％)90min后，取出置于-20℃低温中淬冷8h，然后通过冷冻干燥机处理24h。

按以上步骤得到所述3D打印CSNF/PDLLA纤维二元复合材料。

实施例10：结合3D打印成型法和热致相分离法两步法制备的CSNF/聚乙交酯(PGA)纤维二元复合材料

(1)将PGA基体材料通过精密挤出机混合挤出，其中，挤出机的温度设置为215～235℃，并通过牵引机按一定牵引速率得到适合3D打印的纤维条块；

(2)通过3D软件设计支架厚度2mm、长度25mm和宽度30mm的3D纤维支架模型图，单根纤维直径为850nm，纤维间孔径为200nm。

(3)将上述步骤(1)制备的适用于3D打印的PGA纤维支架按照步骤(2)设计的3D模型经3D打印机打印成型。其中，3D打印机的打印温度为230～245℃，底板温度为25℃，喷嘴打印速率为45mm/s，喷嘴空移速率为135mm/s。

(4)将PGA纤维支架分别浸泡于质量浓度为0.05％、0.075％、0.1％、0.125％和0.15％的CS稀醋酸溶液(稀醋酸体积浓度为0.025％)90min后，取出置于-80℃低温中淬冷5h，然后通过冷冻干燥机处理24h。

按以上步骤得到所述3D打印CSNF/PGA纤维二元复合材料。

实施例11：结合静电纺丝法和热致相分离法两步法制备的CHW/CSNF双重增强聚(D,L-丙交酯)(PDLLA)纤维三元复合材料

将CHW/PDLLA(质量比为5/95)的二元复合静电纺丝支架(实施例1的产物)浸泡于质量浓度为0.1％的CS稀醋酸溶液(稀醋酸体积浓度为0.05％)，浸泡时间为80min，取出复合支架放置于-196℃下进行低温淬冷3h，然后通过冷冻干燥机得到静电纺丝CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料。

通过拉伸测试对上述制备的CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的力学性能进行了研究，结果见表1。

表1 CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的拉伸性能

表1数据显示，在纯PDLLA纤维支架基体中加入一定量的CHW后，PLLA基体材料的拉伸强度和拉伸模量显著增加，但断裂伸长率有所下降；而在纯PDLLA纤维支架基体中贯穿一定量的CSNF后，PLLA基体材料的拉伸强度、拉伸模量及断裂伸长率均有所提高；而且，表中数据表明，本实施例中CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的力学性能优于相应的本实施例中的CHW/PDLLA二元复合材料和CSNF/PDLLA二元复合材料，且显著优于纯PDLLA纤维支架。这充分表明CHW和CSNF的同时引入可以双重增强PDLLA纤维支架基体材料，从而赋予三元复合材料更为优异的力学性能。

图1为CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料形貌的场发射扫描电镜图。从图1可以看出，静电纺丝制备的CHW增强的PDLLA纤维光滑、无串珠且相对均匀，纤维直径分布为700nm～1.5μm。说明CHW的填充不会对纤维形貌产生变化。其次，通过制热相分离法在CHW/PDLLA纤维支架引入的CSNF不仅覆盖于支架表面，还贯穿于支架整体，CSNF直径分布为50～300nm，分布均一且形态良好。进一步观察可发现，CSNF与PDLLA纤维相容性良好，明显观察到在CSNF贯穿于CHW/PDLLA纤维支架内部。

实施例12：结合静电纺丝法和热致相分离法两步法制备的CHW/CSNF双重增强聚(L-丙交酯)(PLLA)纤维三元复合材料

将静电纺丝CHW/PLLA(质量比为5/95)二元复合静电纺丝支架(实施例2的产物)浸泡于质量浓度为0.075％的CS稀醋酸溶液(稀醋酸体积浓度为0.025％)，浸泡时间为60min，取出复合支架放置于-80℃下进行低温淬冷3h，然后通过冷冻干燥机得到静电纺丝CHW/CSNF双重增强PLLA纤维三元复合材料。

图2为CHW/CSNF双重增强PLLA纤维三元复合材料的接触角在0s和20s时的测试结果。图中数据显示，纯PLLA纤维支架的接触角高达129.08±2.70°，且在20s内角度变化不大，说明纯PLLA是疏水性较强的生物聚酯。然而在PLLA基体中加入一定量的CHW后，CHW/PLLA二元复合材料的接触角减小；而CSNF在纯PLLA基体中贯穿后，CSNF/PLLA二元复合材料的接触角明显下降，改善效果更优于CHW/PLLA二元复合材料。而且，表中数据表明，本实施例中CHW/CSNF双重增强PLLA纤维三元复合材料的接触角优于相应的本实施例中的CHW/PLLA二元复合材料和CSNF/PLLA二元复合材及纯PLLA纤维支架。这充分表明CHW和CSNF的同时引入可以协调提高PLLA纤维的亲水性。

通过拉伸测试对上述制备的CHW/CSNF双重增强PLLA纤维三元复合材料的力学性能进行了研究，结果见表2。

表2 CHW/CSNF双重增强PLLA纤维三元复合材料的拉伸性能

图3为CHW/CSNF双重增强PLLA纤维三元复合材料的应力应变曲线图。从图中可以看出CHW/PLLA二元复合材料和CSNF/PLLA二元复合材料较纯PLLA基体的强度、模量和断裂伸长率显著提高；而且，CHW/CSNF双重增强PLLA纤维三元复合材料的力学性能更是充分发挥了CHW和CSNF对PLLA力学性能的协同增强作用。结合表2数据显示，本实施例中CHW/CSNF双重增强PLLA纤维三元复合材料的力学性能优于相应的本实施例中的CHW/PLLA二元复合材料和CSNF/PLLA二元复合材料，及显著优于纯PLLA纤维支架。这充分表明CHW和CSNF的同时引入可以双重增强PLLA纤维支架基体材料，赋予三元复合材料更为优异的力学性能。

实施例13：结合静电纺丝法和热致相分离法两步法制备的CHW/CSNF双重增强聚(ε-己内酯)(PCL)纤维三元复合材料

将CHW/PCL(质量比为5/95)的二元复合静电纺丝支架(实施例3的产物)浸泡于质量浓度为0.1％的CS稀醋酸溶液(稀醋酸体积浓度为0.05％)，浸泡时间为80min，取出复合支架放置于-20℃下进行低温淬冷3h，然后通过冷冻干燥机得到静电纺丝CHW/CSNF双重增强PCL纤维三元复合材料(CHW/CS/PCL)。

通过拉伸测试对上述制备的CHW/CSNF双重增强PCL纤维三元复合材料的力学性能进行了研究，结果见表3。

表3 CHW/CSNF双重增强PCL纤维三元复合材料的拉伸性能

表3数据显示，本实施例中CHW/CSNF双重增强PCL纤维三元复合材料的力学性能优于相应的本实施例中的CHW/PCL二元复合材料和CSNF/PCL二元复合材料，及显著优于纯PCL纤维支架。这充分表明CHW和CSNF的同时引入可以双重增强PCL纤维支架基体材料，赋予三元复合材料更为优异的力学性能。

图4为CHW/CSNF双重增强静电纺丝聚(ε-己内酯)(PCL)纤维三元复合材料对成骨细胞培养24h形貌铺展的激光共聚焦图。从图中可以看到，细胞在纯PCL纤维支架上呈梭形且只有细丝状的伪足伸出；当PCL纤维支架复合CHW后，细胞在复合支架上开始铺展，细胞伪足伸出较多；当PCL纤维支架复合CSNF后，细胞在复合支架上的铺展面积增大，细胞伪足伸出明显，同时能观察到细胞骨架的微丝和微管。而且，数据表明，本实施例中CHW/CSNF双重增强PCL纤维三元复合材料的细胞铺展效果显著优于相应的本实施例中的CHW/PCL二元复合材料、CSNF/PCL二元复合材料和纯PCL纤维支架。这说明CHW及CSNF的同时引入可以更好地模拟类细胞外基质的微结构，有效促进细胞在复合材料上的粘附铺展，提高了材料的细胞相容性。

实施例14：结合3D打印成型法和热致相分离法两步法制备的CHW/CSNF双重增强聚(D,L-丙交酯)(PDLLA)纤维三元复合材料

将CHW/PDLLA二元复合3D打印支架(实施例4的产物)浸泡于质量浓度为0.5％的CS稀醋酸溶液(稀醋酸体积浓度为0.2％)，浸泡时间为90min，取出复合支架放置于-196℃下进行低温淬冷6h，然后通过冷冻干燥机得到3D打印CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料。

图5为本实施例中制备的CHW/CSNF双重增强3D打印聚(D,L-丙交酯)(PDLLA)纤维三元复合材料进行体外成骨细胞培养过程中碱性磷酸酶的活性测定结果，图中数据显示，实施例中制备的CHW/CSNF双重增强3D打印聚(D,L-丙交酯)(PDLLA)纤维三元复合材料表面成骨细胞分泌的碱性磷酸酶的活性显著高于相应的本实施例中的CHW/PDLLA二元复合材料、CSNF/PDLLA二元复合材料、纯PDLLA纤维支架。由于成骨细胞分泌的碱性磷酸酶活性是细胞外基质成熟的早期标志，体现早期骨组织形成的最主要的指标之一，因此，上述结果一方面表明CHW和CSNF均可以促进PDLLA基体材料的成骨活性，另一方面也表明CHW和CSNF同时促进PDLLA基体材料成骨作用更为明显，可进一步改善三元复合材料的促骨组织形成能力。

实施例15：结合3D打印成型法和热致相分离法两步法制备的CHW/CSNF双重增强聚乙交酯(PGA)纤维三元复合材料

将CHW/PGA二元复合3D打印支架(实施例6的产物)浸泡于质量浓度为2％的CS稀醋酸溶液(稀醋酸体积浓度为1％)，浸泡时间为5h，取出复合支架放置于-196℃下进行低温淬冷12h，然后通过冷冻干燥机得到3D打印CHW/CSNF双重增强PGA纤维三元复合材料。

实施例16：结合静电纺丝法和热致相分离法两步法制备的不同CHW含量的CHW/CSNF双重增强聚(D,L-丙交酯)(PDLLA)纤维三元复合材料

将CHW/PDLLA(质量比为2.5/97.5、5/95和20/80)的二元复合静电纺丝支架(实施例1的产物)浸泡于质量浓度为0.075％的CS稀醋酸溶液(稀醋酸体积浓度为0.025％)，浸泡时间为100min，取出复合支架放置于-196℃下进行低温淬冷4h，然后通过冷冻干燥机得到不同CHW含量的静电纺丝CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料。

通过拉伸测试对上述制备的不同CHW含量的CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的力学性能进行了研究，结果见表4。

表4 CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的拉伸性能

表4数据显示，通过在制备CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的基础上，在纯PDLLA纤维支架基体中加入不同含量的CHW再测试其力学性能。表中数据表明，本实施例中不同CHW含量的CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的力学性能均优于相应的本实施例中的CHW/PDLLA二元复合材料和CSNF/PDLLA二元复合材料，且显著优于纯PDLLA纤维支架。而且，随着CHW含量的增加复合材料的力学性能呈现先增加后下降的趋势，在CHW占PDLLA含量为5％时达到最佳效果。这充分表明通过调控复合不同含量的CHW，可以双重调控增强静电纺丝PDLLA纤维支架基体材料，赋予三元复合材料最佳的力学性能。

实施例17：结合3D打印成型法和热致相分离法两步法制备的不同CSNF含量的CHW/CSNF双重增强聚(D,L-丙交酯)(PDLLA)纤维三元复合材料

将3D打印CHW/PDLLA(质量比为5/95)二元3D打印支架(实施例4的产物)分别浸泡于质量浓度为0.05、0.075和0.15％的CS稀醋酸溶液)稀醋酸体积浓度为0.025％)，浸泡时间为60min，取出复合支架放置于-196℃下进行低温淬冷8h，然后通过冷冻干燥机得到不同CSNF含量的3D打印CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料。

通过拉伸测试对上述制备的不同CSNF含量的CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的力学性能进行了研究，结果见表5。

表5 CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的拉伸性能

表5数据显示，在制备CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的基础上，通过引入不同含量的CSNF再测试其力学性能。表中数据表明，本实施例中不同CSNF含量的CHW/CSNF双重增强PDLLA纤维三元复合材料的力学性能均优于相应的本实施例中的CHW/PDLLA二元复合材料和CSNF/PDLLA二元复合材料，且显著优于纯PDLLA纤维支架。而且，随着CSNF含量的增加复合材料的力学性能呈现先增加后下降的趋势，当壳聚糖溶液浓度为0.075％时达到最佳效果。这充分表明通过调控引入不同含量的CSNF，可以双重调控增强3D打印PDLLA纤维支架基体材料，赋予三元复合材料最佳的力学性能。

上述实施例为本发明较佳的实施方式，但本发明的实施方式并不受上述实施例的限制，其他的任何未背离本发明的精神实质与原理下所作的改变、修饰、替代、组合、简化，均应为等效的置换方式，都包含在本发明的保护范围之内。