本发明提供了一种骨修复复合材料,该复合材料包括纤芯和外鞘。纤芯为第一基本单元,包括具有磷酸钙矿物涂层的第一套纱线的组合;第一套纱线由第一组的一种或多种聚合物材料制成。外鞘为第二基本单元,其可以是聚合物,或包括第二套纱线的组合或一种或多种聚合物涂层。第二套纱线由第二组的一种或多种聚合物制成,该复合材料通过用外鞘包覆纤芯而制成,经压模成型后,使外鞘与纤芯紧密结合,其弯曲模量与哺乳动物的骨骼相当;这样通过调节纤芯与外鞘的比例使其力学强度达到最大,以模拟哺乳动物骨骼的力学强度。另外,本发明还提供了一种制备骨修复合成复合材料的方法,该方法包括以下步骤:利用表面改性化学试剂处理聚合物纤维,其中该聚合物纤维为天然聚合物或合成聚合物;用矿物层包被该聚合物纤维;利用至少一种具有矿物涂层的聚合物,或利用至少一种单纯聚合物纤维以形成复合材料的基本结构。
1.一种骨替代的骨修复复合材料,包括:多个三级单元,各个三级单元包括:纤芯,纤芯为第一二级单元,包括具有磷酸钙矿物涂层的第一套纱线的组合,所述骨修复复合材料包含至少25%质量分数的磷酸钙,第一套纱线由第一组一种或多种聚合物制成;外鞘,外鞘是第二二级单元,包括第二套纱线的组合或一种或多种聚合物涂层,第二套纱线由第二组一种或多种聚合物制成;和聚合物基质,以将所述多个三级单元结合到一起,所述聚合物基质由聚-ε-己内酯组成。
2.一种骨替代的骨修复复合材料,包括:多个三级单元,各个三级单元包括:纤芯,纤芯为第一二级单元,包括具有磷酸钙矿物涂层的第一套纱线的组合,所述骨修复复合材料包含至少25%质量分数的磷酸钙,第一套纱线由第一组一种或多种聚合物制成;和外鞘,由聚-ε-己内酯制成,以将所述多个三级单元结合到一起。
3.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,其中所述骨修复复合材料的弯曲模量与哺乳动物的骨骼相当。
4.如权利要求3所述的骨修复复合材料,其中所述纤芯与外鞘的比例使得该骨修复复合材料的力学强度最大,以模拟哺乳动物的骨骼的力学强度。
5.如权利要求3所述的骨修复复合材料,其中所述骨修复复合材料的弯曲模量至少为3GPa。
6.如权利要求3所述的骨修复复合材料,其中所述骨修复复合材料的弯曲模量与皮质骨接近。
7.如权利要求1所述的骨修复复合材料,其中所述外鞘含有填充材料,该填充材料在复合材料中有助于其药物传递,和提高其孔隙率或粘聚性。
8.如权利要求1所述的骨修复复合材料,该骨修复复合材料在高温条件下经热压模成型,由此熔化所述聚-ε-己内酯,使所述第一套纱线与所述第二套纱线相互结合。
9.如权利要求2所述的骨修复复合材料,其中所述骨修复复合材料使用溶剂进行冷压模成型,其中溶剂汽化来熔化外鞘,从而使所述外鞘与所述纤芯结合。
10.如权利要求9所述的骨修复复合材料,其中所述溶剂选自由甲苯、二甲苯、乙酸乙酯和丙酮组成的组中。
11.如权利要求2所述的骨修复复合材料,其中将该骨修复复合材料于溶剂中经受高温,其中外鞘熔化并与纤芯结合。
12.如权利要求1所述的骨修复复合材料,其中第二组聚合物包括低熔点聚合物或粘合聚合物。
13.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,该骨修复复合材料为单向或多向复合材料。
14.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,其中所述骨修复复合材料还含有包括药物或生物活性剂的填充材料,其中所述填充材料用作粘合材料或用于药物释放。
15.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,其中所述第一组一种或多种聚合物选自由胶原、透明质酸、纤维蛋白、壳聚糖、藻酸盐、蚕丝、聚酯、聚醚、聚胺、共聚聚合物、聚-L-乳酸、聚乙醇酸和聚-ε-己内酯组成的组中。
16.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,其中所述第一组一种或多种聚合物为聚碳酸酯。
17.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,其中所述第一组一种或多种聚合物为聚酰胺。
18.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,其中所述第一组一种或多种聚合物为聚-D,L-乳酸/乙醇酸共聚物。
19.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,所述磷酸钙矿物涂层材料选自由离子掺杂磷灰石、磷酸钙、碳羟基磷灰石、氟羟基磷灰石、氯羟基磷灰石、含硅羟基磷灰石、三斜磷钙、磷酸氢钙、二水合磷酸氢钙、缺钙型羟基磷灰石、沉淀型羟基磷灰石和氧磷灰石所组成的组中。
20.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,所述磷酸钙矿物涂层材料选自磷酸三钙、磷酸四钙和磷酸八钙。
21.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,所述磷酸钙矿物涂层材料选自单水合磷酸钙、无定形磷酸钙和双相磷酸钙。
22.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,所述磷酸钙矿物涂层材料选自α-磷酸三钙和β-磷酸三钙。
23.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,其中所述磷酸钙矿物涂层完全或部分沿纤维的轴向或聚合物晶体排列。
24.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,其磷酸钙矿物涂层通过静电、配位、离子或化学束缚的方式锚定于所述第一组聚合物的表面。
25.如权利要求1或2所述的骨修复复合材料,通过改变纤芯与外鞘的比例,由所述纤芯形成二级和三级组织的复合结构。
26.一种制备骨修复合成复合材料的方法,包括以下步骤:利用第一套纱线的多个组合制成内部纤芯结构,第一套纱线由一组聚合物制成,其中所述内部纤芯结构为第一基本结构;用含钙的磷酸盐矿物层涂敷第一套纱线,其中所述骨修复合成复合材料包括至少25wt%的磷酸钙;用第二套纱线形成覆盖所述内部纤芯结构的外鞘,所述第二套纱线包含包括聚-ε-己内酯的第二组一种或多种聚合物;将所述内部纤芯结构和所述外鞘切割成压模模具的长度;将所述内部纤芯结构和所述外鞘放入该压模模具;和对所述内部纤芯结构和所述外鞘进行压模,以熔化所述聚-ε-己内酯并将所述第一套纱线和所述第二套纱线全部粘合到一起以形成所述骨修复合成复合材料。
27.如权利要求26所述的方法,该方法还包括用表面改性化学试剂处理第一套纱线的步骤。
28.如权利要求27所述的方法,该方法还包括将内部纤芯结构与外部鞘结构按适当的比例结合形成二级结构的步骤,以模拟哺乳动物骨骼的力学强度。
29.如权利要求28所述的方法,该方法还包括:用粘合材料涂敷所述二级结构;干燥该涂敷了的二级结构;和将该涂敷了的二级结构于高温下压模成型。
30.如权利要求29所述的方法,其中所述粘合材料的熔点低于内部纤芯结构和外部鞘结构。
31.如权利要求28所述的方法,还包括:用PCL涂敷所述二级结构表面;干燥该涂敷了的二级结构;使用汽化的溶剂熔化PCL,将该涂敷了的二级结构单元压模成型。
32.如权利要求26所述的方法,其中内部纤芯结构由以下步骤形成:将多股纱线集合在一起;卷起一个网状结构,其中该网状结构是无纺的、编织的、叠层的、植绒或缩绒的;或将所述多股纱线与所述网状结构一起卷起。
33.如权利要求28所述的方法,该方法还包括利用粘合材料使多个二级结构和多个所述基本结构结合在一起,形成所需形状的三级结构。
34.如权利要求26所述的方法,其中所述内部纤芯设计为在纵向和横向上均有利于水及细胞的通透率。
35.如权利要求34所述的方法,其中,所述纵向通透通过内部纤芯的通透时间、降解和/或溶解来控制。
36.如权利要求34所述的方法,其中,所述横向通透能力通过编织密度、涂层或粘合材料的粘合剂控制。
37.如权利要求27所述的方法,其中所述表面改性化学试剂为碱、酸、氧化剂、离子化合物或静电材料。
38.如权利要求26所述的方法,其中所述聚合物选自由胶原蛋白、透明质酸、纤维蛋白、壳聚糖、藻酸盐、蚕丝、聚酯、聚醚、聚胺、共聚聚合物、聚-L-乳酸、聚乙醇酸和聚-ε-己内酯组成的组中。
39.如权利要求26所述的方法,其中所述聚合物为聚碳酸酯。
40.如权利要求26所述的方法,其中所述聚合物为聚酰胺。
41.如权利要求26所述的方法,其中所述聚合物为聚-D,L-乳酸/乙醇酸共聚物。
42.如权利要求26所述的方法,其中所述磷酸盐矿物层选自由离子掺杂磷灰石、磷酸钙、碳羟基磷灰石、氟羟基磷灰石、氯羟基磷灰石、含硅羟基磷灰石、三斜磷钙、磷酸氢钙、二水合磷酸氢钙、缺钙型羟基磷灰石、沉淀型羟基磷灰石、氧磷灰石、硫酸钙和其他含钙的磷酸盐矿物所组成的组中。
43.如权利要求26所述的方法,其中所述磷酸盐矿物层选自磷酸三钙、磷酸四钙和磷酸八钙。
44.如权利要求26所述的方法,其中所述磷酸盐矿物层选自单水合磷酸钙、无定形磷酸钙和双相磷酸钙。
45.如权利要求26所述的方法,其中所述磷酸盐矿物层选自α-磷酸三钙和β-磷酸三钙。
46.如权利要求26所述的方法,其中,使用磷酸钙颗粒在溶剂或聚合物溶液中的悬液,利用浸渍涂布或压模涂布所述第一套纱线将所述磷酸盐矿物层通过流体力学的方式排列/涂敷于第一套纱线上。
47.如权利要求26所述的方法,其中,所述磷酸盐矿物层采用交替浸泡技术、模拟体液技术、过饱和磷酸钙溶液法、浸渍涂层法,溶胶-凝胶涂层法、电泳法,电化学涂层法、挤压涂层法、拉挤涂层法或涂刷涂层法来涂敷。
48.如权利要求26所述的方法,其中,将生长因子或其他生物活性剂添加至所述内部纤芯结构中。相关申请的交叉引用本专利申请要求2006年4月25日提交的第60/794,518号美国临时专利申请(专利名为《磷酸钙聚合物复合材料》)的优先权。上述专利目前处于申请中,其公开的内容皆通过引用合并于此。技术领域
本发明所涉及的技术领域为骨替代生物材料,特别是用于骨替代的矿物/聚合物复合材料。
背景技术
在美国,有超过1000万人身上至少携带了一个较大的植入式医疗器件。其中,罹患骨折及骨损伤的人占很大比例。全美每年有130多万人接受骨修复治疗。一般来说,在分娩后,人的骨组织即具有自我修复的能力。然而,在复杂骨折、外伤、骨肿瘤、先天性骨缺陷或脊柱融合术等严重的病理条件下,受损骨将不会自行愈合和再生。自体移植术可用于受损骨的修复,长期以来,该方法也一直被认为是骨移植修复术中的金标准。但同时它也存在一些问题,如来源有限,而且在获取自体移植物时容易引起并发症。而从组织库获取的同种异体骨也由于具有遗传差异而可导致免疫反应的产生,同时还会有带来传染性疾病的风险。为此,人们已经开发了多种合成材料,来用于骨修复治疗。自人们发现骨形态发生蛋白(BMPs)具有成骨诱导活性以来,这些蛋白已经用于骨修复治疗并大大加快了整个骨修复过程。人们对某些骨形态发生蛋白,如BMP-2等,进行了深入研究,同时这些蛋白作为治疗药物也受到了人们的关注。在体内,BMP-2刺激间充质干细胞向成骨细胞分化,使能形成骨骼的分化的成骨细胞数目增加,从而诱导骨形成。在骨愈合过程中,骨形态发生蛋白对刺激成骨细胞分化也具有重要作用。最近,美国、欧洲、加拿大和澳大利亚的监管机构已经批准了一批含有BMP-2和BMP-7的装置作为骨移植替代物用于长骨骨折及脊柱椎间融合治疗。尽管BMP-2具有强大的骨诱导活性,但目前还没有合适的传递系统,这也限制了其在临床上的应用。对于一种有效的BMP-2传递系统,我们要求其能在缺损部位以适当的剂量持续释放BMP-2蛋白。体外和体内研究表明,BMP-2的剂量对细胞活性及骨形成速率均有影响。BMP-2释放的时间越长,体外细胞所表现的成骨细胞性状就越好,而在体内形成的骨也越多。因此,现在迫切需要开发一种合成载体,这种载体的初始结构完整程度较高,并且能够持续释放一种或多种骨再生诱导物质;同时,这种合成载体可被人体缓慢吸收,无需二次手术取出,而且可与医疗器件结合使用,并具有巨大的临床应用价值。金属材料由于自身力学强度高而被广泛使用。然而,金属植入物的高强度通常降低了植入物周围的应力(应力遮挡效应),继而使毗连骨的强度降低。此外,金属植入物会释放出金属离子,可引起不良的组织反应。金属制成的骨固定装置还存在一些众所周知的问题,如在植入部位可产生应力遮挡效应以及需要二次手术取出等。因此,人们开发了可吸收的骨固定植入装置,该装置不仅能够提供骨愈合所需要的支撑强度,还具有生物降解性,最终可被骨组织替换。设计此类骨固定装置必须考虑以下几个因素,即装置的拉伸与弯曲强度以及它们各自的弹性模量、生物相容性、支持新生骨生长的能力、三维结构与密度以及孔隙率和降解速率等。天然骨的弯曲模量约为3~30MPa,而能够用于临床的理想骨固定装置,其弯曲模量也应达到或接近这一数值。这一设想已经得到了人们的普遍认可,但还没有被成功地付诸于实践。目前,骨固定装置由可吸收的聚合物材料和/或矿物材料制成,且多由上述两者复合而成。矿物材料大多为磷酸钙类化合物,可吸收的聚合物材料大多为合成的脂肪族聚酯、聚醚、聚碳酸酯或它们的混和物。可吸收的聚合物材料自身存在的问题是,在非纤维形态下,力学强度较低;制成可吸收的纤维材料后,抗拉强度尽管得以明显改善,但弯曲模量较低。而磷酸钙类材料存在的问题则是,自身硬度虽然很高,但较脆。故此,在目前可吸收的骨固定装置中,尚缺乏将这两类材料正确组合的装置。对于聚合物类植入物,与金属植入物相比,它与骨组织的接触界面在生理负荷下具有更高的稳定性。另外,某些聚合物材料在体内具有生物降解性,可逐步被生长的组织替代,这是一种最佳的缺损修复手段。但不幸的是,聚合物材料的力学性能相对较差,从而极大地限制了它们的许多应用。另外,几乎所有的聚合物材料都是生物惰性的,均不具有骨诱导活性,最终难以形成连续的修复面,这也是聚合物材料的第二个缺点。为了使聚合物材料具有骨诱导活性,人们将一种生物活性陶瓷材料——磷酸钙——添加到聚合物基质中,最终得到磷酸钙增强的聚合物复合材料。这类复合材料中的大多数与单纯聚合物材料一样,力学强度仍较低。因此,人们迫切需要开发新的磷酸钙增强的聚合物复合材料,这类新型复合材料应具有足够的力学强度,用来制备具有足够支撑强度的骨植入物。对于具有合适的力学性能及生物相容性的磷酸钙(CaP)增强的聚合物复合材料,人们最初设想将其作为骨替代生物材料。按已经公布的报导,在聚合物材料中掺入50%(质量百分比)以上的CaP,就可使复合材料获得足够高的弹性模量。然而不幸的是,这类复合材料在不同应用中缺乏足够的韧性。有多种影响因素影响骨植入物的设计。从结构上看,骨骼是一种纳米碳酸化羟基磷灰石(磷酸钙)增强的胶原纤维复合材料。磷酸钙晶体以小板型骨针的形式嵌入胶原纤维基质并沿胶原纤维排列。这些含有矿物质的纤维排列成薄层状板并围绕圆柱形骨单位的主轴呈螺旋状走向。骨中矿物质的优选取向及其与胶原纤维的界面结合对于骨的总体力学性能起重要的决定作用。因此,尽管骨的刚性或平均弹性模量数值并不固定,但通常在3~30GPa之间。所以在设计骨植入修复装置时,必须要考虑至少三个方面的问题:骨与修复材料之间的性质匹配程度,修复材料与骨之间的界面效应,以及修复材料与骨整合后在体内的长期稳定性。天然骨的发育和再生受到一系列生长因子的调控,因此,在骨形成和修复时,人们往往想为其提供多种外源性生长因子。现在发现,联用BMP-2和转化生长因子-β(TGF-β)较两者单用更能极大地促进骨的愈合。不幸的是,大多数药物传递系统无法对多种生长因子的传递进行系统地控制。因此,如果设计一个能够按顺序传递生长因子的载体系统对于骨的形成和修复将十分有利。为了获得最佳效果,最好的方法是模拟生理条件下生长因子的传递并以一种程序化的顺序方式进行。因此,生长因子的类型及传递动力学,以及载体材料的类型对于任何骨修复治疗的成功与否都起着决定性的作用。综上所述,我们需要开发一种新型CaP增强的聚合物长丝复合材料,这种材料是生物可降解的,而且表面具有一层仿生涂层,从而使其具有较高的模量。此外,我们还需要开发一种新型钙纤维聚合物复合材料,该复合材料的杨氏模量应与天然骨相当,并具有足够的力学强度,在骨愈合过程可支撑适当负载;另外,该材料应具有极佳的生物相容性,并具有药物控释能力及良好的骨传导性能和骨诱导活性,从而可以促进骨的形成和向内生长;同时还应具有合适的降解速率,在长期修复过程中可逐渐被天然骨取代。除了上述两种材料外,一种具有钙矿物质涂层的生物可降解纱线复合材料也亟需开发。
发明内容
本发明在很大程度上满足前述之需要,其中本发明的一个实施方式提供了一种新型骨修复合成复合材料,该材料在骨愈合过程中具有足够的力学强度,并能在局部长期释放多于一种的生长因子。新型磷酸钙/聚合物纤维复合材料由多种具有不同降解速率的组份构成,诸如聚合物纤维、磷酸钙及低熔点聚合物涂层材料等,所有这些组份均可作为药物载体材料。包括聚-L-乳酸(PLLA)、聚乙醇酸(PGA)、聚二噁烷酮(PDO)和/或肠线的所述生物降解聚合物纤维,被涂敷一薄层的磷酸钙。然后用本发明一实施方式所述的方法,将上述纤维编织加工成缝线,并在缝线表面涂敷一层可生物降解的低熔点聚合物材料。在本发明一实施方式中,处理后的缝线经压模成型得棒状复合材料;此外,该缝线经梭织或针织后,也可做成片状复合材料。利用上述独特的设计和加工流程制得的复合材料可用作复杂的药物传递系统。该药物传递系统被设计为能够释放多种药物,这些药物适用于多种骨修复过程,如长骨修复、脊柱融合术、胸骨闭合术及颌面部固定等;而对于抗生素等其他药物,该药物传递系统也同样适用。根据本发明的一个实施方式,本发明提供了一种骨修复复合材料。该骨修复复合材料包括纤芯和外鞘。纤芯为第一基本单元,包括具有磷酸钙化合物涂层的第一套纱线。第一套纱线由一种或多种聚合物制成,此类聚合物为第一组聚合物。外鞘为第二基本单元,包括第二套纱线的组合。第二套纱线由一种或多种聚合物制成,此类聚合物为第二组聚合物。该骨修复复合材料通过用外鞘包覆着纤芯制得,并将该复合材料压模成型使外鞘与纤芯结合。该骨修复复合材料的弯曲模量与哺乳动物的骨骼相当;其中纤芯与外鞘的比例可提供为使其力学强度达到最大,以模拟哺乳动物骨骼的力学强度。该骨修复复合材料的弯曲模量至少为3GPa,其中该骨修复复合材料的弯曲模量与皮质骨类似。其纤芯有一涂层,涂层材料为低熔点聚合物、共聚聚合物、共混聚合物或聚合物的混合物(如聚-ε-己内酯(PCL)和单硬脂酸甘油酯的混合物)及含有其他无机物或有机物的其他聚合物混合物。其中,共混的有机物可包括脂肪酸、脂肪酸盐、透明质酸以及在细胞外基质中对羟基磷灰石(HA)结晶起重要作用的有机小分子的类似物。共混的无机物可包括氯化钠、碳酸钙及其他无机化合物。并且,该骨修复复合材料可在高温下热压模成型,从而使低熔点聚合物熔化后可与高熔点聚合物材料结合。另外,利用溶剂也可使用溶剂对该材料进行冷压模成型处理,其中溶剂汽化来熔化外鞘,从而使外鞘与纤芯结合。其中,溶剂选自由甲苯、二甲苯、乙酸乙酯和丙酮组成的组中。第二组聚合物包括低熔点聚合物或粘合聚合物。该骨修复复合材料为单向或多向复合材料,还含有填充材料,该填充材料中包括药物或生物活性剂等;其中,填充材料用作粘合材料或用于药物释放。该骨修复复合材料所用的聚合物选自由胶原、透明质酸、纤维蛋白、壳聚糖、藻酸盐、蚕丝、聚酯、聚醚、聚碳酸酯、聚胺、聚酰胺、共聚聚合物、聚-L-乳酸(PLLA)、聚乙醇酸(PGA),聚-D,L-乳酸/乙醇酸共聚物(PLGA)和聚-ε-己内酯(PCL)及其他聚合物组成的组中。所用磷酸钙化合物涂层材料选自由离子掺杂磷灰石、磷酸钙、碳羟基磷灰石、氟羟基磷灰石、氯羟基磷灰石、含硅羟基磷灰石、磷酸三钙、磷酸四钙、三斜磷钙、磷酸氢钙、二水合磷酸氢钙、磷酸八钙、单水合磷酸钙、α-磷酸三钙,β-磷酸三钙,无定形磷酸钙、双相磷酸钙、磷酸四钙、缺钙型羟基磷灰石、沉淀型羟基磷灰石、氧磷灰石、硫酸钙以及含钙的磷酸盐矿物所组成的组中。该磷酸钙化合物涂层完全或部分沿聚合物晶体或纤维的轴向分布,并通过静电配位或化学束缚的方式附着于聚合物材料表面。通过改变纤芯与外鞘的比例形成该骨修复复合材料。除均聚PCL本身、共聚PCL本身及其他材料与聚合物材料的共混物外,其他低熔点或易加工的聚合物材料也可用于制备该骨修复复合材料。根据本发明的另一实施方式,本发明还提供了一种制备骨修复合成复合材料的方法。该方法包括利用第一套纱线的多元组合制成内部纤芯结构,以及利用第二套纱线的多元组合制成外鞘结构。将内部纤芯与外鞘按适当的比例编织在一起形成一种二级结构,以模拟哺乳动物骨骼的力学强度。第一套纱线由一组聚合物制成,所述内部纤芯结构为第一基本结构。该方法还包括用表面改性化学试剂处理第一套纱线,用矿物层涂覆第一套纱线。第二套纱线由该组聚合物制成,所述外鞘结构为第二基本结构。该方法还包括将内部纤芯结构和外部鞘结构切割成压模模具的长度,将内部纤芯结构和外部鞘结构放入该压模模具,使外部鞘结构与内部纤芯结构结合。该方法还包括用熔点低于内部纤芯结构和外部鞘结构的粘合材料涂敷前述之二级结构,干燥该涂敷了的二级结构,将其在高温下压模成型。该方法还包括用PCL涂敷前述之二级结构,干燥该涂敷了的二级结构,使用汽化的溶剂将PCL熔化,将该涂敷了的二级结构压模成型。该方法还可包括结合溶剂使用高温。在拉挤工艺中使用溶剂,能够使复合材料中磷酸钙类矿物的浓度提高,使材料的模量达到理想水平。内部纤芯结构由多股纱线集合而成;卷起一个网状结构而形成,该网状结构是针织的、梭织的、无纺的、编织的、叠层的、植绒、缩绒的;或将上述多股纱线与网状结构一起卷起而形成。利用粘合材料使多股二级结构单元或基本结构单元结合在一起,形成所需形状的三级结构单元。所述内部纤芯设计为在纵向和横向上均有利于水及细胞的通透。其纵向通透通过纤芯的通透时间、降解和/或溶解来控制;而其横向通透能力则由编织密度、涂层或粘合材料的粘合剂来控制。表面改性化学试剂为碱、酸、氧化剂、离子化合物或静电材料。该复合材料中所用的聚合物材料选自由胶原蛋白、透明质酸、纤维蛋白、壳聚糖、藻酸盐、蚕丝、聚酯、聚醚、聚碳酸酯、聚胺、聚酰胺、共聚聚合物、聚-L-乳酸(PLLA)、聚乙醇酸(PGA),聚-D,L-乳酸/乙醇酸共聚物(PLGA)、聚-ε-己内酯(PCL)及其他聚合物材料组成的组中;所用矿物涂层材料选自由离子掺杂磷灰石、磷酸钙、碳羟基磷灰石、氟羟基磷灰石、氯羟基磷灰石、含硅羟基磷灰石、磷酸二氢钙、一水合磷酸二氢钙、无定形磷酸钙、双相磷酸钙、缺钙型羟基磷灰石、羟基磷灰石沉淀、氧磷灰石、类骨磷灰石、磷酸三钙、磷酸四钙、三斜磷钙、磷酸氢钙、二水合磷酸氢钙、磷酸八钙、α-磷酸三钙、β-磷酸三钙、硫酸钙以及其他含钙的磷酸盐矿物所组成的组中。使用磷酸钙颗粒在溶剂或聚合物溶液中的悬液,利用浸渍涂布或压模涂布的方法,将上述矿物涂层通过流体力学的方式排列/包被或无规则涂敷到聚合物纤维表面。用交替浸泡技术、模拟体液技术、过饱和磷酸钙溶液法,浸渍涂层法,溶胶-凝胶涂层法、电泳法,电化学涂层法、挤压涂层法、拉挤涂层法或涂刷涂层法来涂敷上述矿物。按本发明又一实施方式所述,本发明还提供了一种制备磷酸钙增强的复合纱线材料的方法。该方法包括对未拉伸纱线进行表面化学处理。用磷酸钙溶液包被未拉伸的纱线以形成磷酸钙颗粒,这样磷酸钙颗粒锚定于纱线上形成包被了的未拉伸纱线。拉伸上述包被了的未拉伸纱线形成包被了的拉伸纱线,这样涂层中磷酸钙颗粒以使磷酸钙增强型复合材料的结构与骨结构类似的方式取向。表面改性所用化学试剂可为碱的、酸的、氧化的、离子的或静电的化学试剂。利用磷酸钙颗粒在溶剂或聚合物溶液中的悬液,采用浸渍涂布或压模涂布未拉伸纱线的方法可使磷酸钙颗粒以流体动力学的方式排列/包被于未拉伸纱线表面。磷酸钙颗粒的包被可以使用交替浸泡技术、模拟体液技术、过饱和磷酸钙溶液法、浸渍涂层法,溶胶-凝胶涂层法、电泳或电化学涂层法、挤压涂层法、拉挤涂层法或涂刷涂层法。上述未拉伸纱线的包被程度可大可小。该方法还包括对已包被的拉伸纱线再涂敷一层或多层磷酸钙,以及用骨生长促进剂处理包被的拉伸纱线。所用的磷酸钙溶液可以是浆体形式,其中沉淀的磷酸钙化合物被涂敷于未拉伸纱线表面。本说明书已对本发明某些实施方式所做之宽泛概述,使本发明的具体实施方式更便于理解,并使本发明对现有技术的贡献更得以认可。当然,本发明还可包含将于下文进行描述的另外的实施方式,同时其也成为所附权利要求书的主题。在这点上,在对本发明至少一个实施方式作出详细解释之前,必须清楚本发明并不限于本申请中所列出的组成细节,也不限于后面的说明书或附图中列出的组成要素的排布。除所述实施例外,本发明还能产生其他实施例,并可通过多种实施方式实施和实现。此外,必须清楚本发明中所用的措辞、术语以及摘要,均为说明之目的,不应视为限制。所以,本领域技术人员会认识到,可以很容易地利用本发明公开的内容所基于的构思,并以此为基础设计其他结构、方法或系统以实现本发明的几个目的。因此,在不背离本发明的精神和范围的情况下,应认为权利要求书包括这些等同构造。
附图说明
图1为在37°C和50°C条件下比较PLLA缝线在pH7.4的缓冲液中其抗拉强度的保留百分率的曲线图。图2为在50°C条件下,PLLA纱线在pH值7.4的缓冲溶液中其抗拉强度的相对保留百分率的曲线图。图3图示了按本发明实施方式所述方法,用1Nxa0NaOH水解PLA纱线一分钟,水解前(图3(a))及水解一分钟后(图3(b))的纱线。图4图示了随重复循环的增加及沉积时间的延长,纱线表面CaP的沉积量。图5图示了用本发明的一个实施方式所述之循环浸渍工艺,在第一(图5a)、第三(图5b)、第五(图5c)及第六个循环(图5d)后,CaP在PLA纱线表面沉积过程的ESEM图像。图6所示为按本发明一个实施方式所述之循环浸渍工艺,在第六个循环后,三斜磷钙(CaHPO₄)沉积的X射线衍射结果。图7(a)、图7(b)、图7(c)、图7(d)及图7(e)所示为按本发明一个实施方式所述之循环浸渍工艺处理后的PLA膜的ESEM图像。图8为按本发明一实施方式所述,CaP在水解后聚酯纱线表面的成核及晶体生长机制的示意图。图9为按本发明实施例之一所述,在不同条件下制备的复合材料的拉伸应力-应变曲线。图10(a)和(b)为按本发明一实施方式所述,在不同条件下制备的复合材料的弯曲性能的力学测试结果。图11所示为对涂敷羟基磷灰石前后的PLLA单根可拉伸纤维进行蚀刻处理,蚀刻时间对纤维杨氏模量的影响作用。图12为说明羟基磷灰石涂层对未排列纤维的刚化效应的曲线图。图13说明了对涂敷羟基磷灰石前后的PLLA单根可拉伸纤维进行蚀刻处理,蚀刻时间对纤维拉伸应力的影响。处理条件:[NaClO]=0.05M,25.0±0.2°C。涂敷条件:3×SBF,60°C,2h。图14(a)和图14(b)所示为经碱处理的具有仿生涂层的拉伸了的纱线。图15(a)和图15(b)所示为经碱处理的未拉伸PLLA纱线用羟基磷灰石仿生涂层之后,其拉伸前后的形态对比。图16为按本发明一实施例所述新型复合材料制备的示意图,其步骤如图16(a)~(h)所示。图17所示为按本发明一实施例所述的复合材料的组成结构。图18所示为纯PCL、PCL-PLLA及PCL-HA-PLLA材料的杨氏模量和弯曲强度。图19所示为用于骨修复复合材料的HA颗粒。图20所示为骨修复复合材料的应力应变曲线。图21所示为拉挤法制备复合材料时所用的设备。图22所示为利用电纺法将二甲基甲酰胺溶液中的HA颗粒与PLLA纤维结合,HA颗粒在PLLA纤维内部的排布。图23所示为按本发明一实施方式的复合材料制备工艺的流程图。图24所示为按本发明中四个实施例的不同复合材料的组成结构(a)~(d)。
具体实施方式
循环沉积技术本发明将对照附图进行详细说明,其中相同的编号表示相同的组成部分。本发明一实施方式提供了一种利用磷酸钙和可吸收纤维材料制备骨修复合成复合材料的方法。经过几次循环涂敷后,所需量的磷酸钙涂层便可涂敷至纤维材料表面。接着,利用聚-ε-己内酯基质将该纤维材料组装成单向复合材料。此外,也可将生长因子整合至可吸收纤维材料内部,可利用该纤维材料降解速率的不同来调控生长因子的释放。引言天然骨具有复杂分级结构的矿化胶原,这些矿化胶原由羟基磷灰石[Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂](磷酸钙)在I型胶原蛋白基质内的有序沉积组成。最近,人们试图制造新的功能材料并能模拟骨的这种分级结构,但所用的化学反应复杂过程繁琐。将磷酸钙类化合物以羟基磷灰石的形式涂敷至聚合物材料表面,不仅能提高材料的组织相容性,还可作为硬组织生长的基质。本发明中,所使用的“钙化合物”,“磷酸钙化合物”,“磷酸钙矿物化合物”或“磷酸钙”等术语可以是下列物质的某一种或是其组合或复合形式,这些物质包括(但不仅限于这些物质)离子掺杂磷灰石、磷酸钙、碳羟基磷灰石、氟羟基磷灰石、氯羟基磷灰石、含硅羟基磷灰石、磷酸二氢钙、一水磷酸二氢钙、无定形磷酸钙、双相磷酸钙、缺钙型羟基磷灰石、氧磷灰石、羟基磷灰石沉淀、类骨磷灰石、磷酸三钙、磷酸四钙、三斜磷钙、磷酸氢钙、二水磷酸氢钙、磷酸八钙、α-磷酸三钙,β-磷酸三钙、硫酸钙以或其他含有含钙磷酸盐的矿物。利用熔融挤压法可将完全干燥的聚-L-乳酸(PLLA)树脂制成PLLA纱线。通过改变纱线中单丝的数目及丹尼尔数可制得具有不同丹尼尔数的纱线。在纺丝温度约240°C条件下,一次挤压过程可将30根未拉伸的PLLA单丝收集于绕线筒上,并在约100°C~110°C条件下进行拉伸,拉伸后单丝的长度变为原来的五倍。上述单丝可制成120丹尼尔的纱线,纱线抗拉强度约为3.8~4.2克/丹尼尔(g.p.d)。拉伸可在一个或多个步骤中完成。PLLA纱线可直接通过最低强度增强过程来制备复合材料,也可间接通过编织法来制备复合材料。编织法会包含退火或热拉伸过程,这些过程均能提高材料的强度和可吸收性。编织时,纱线可成束处理,或绞成股后再进行编织;可用套管使纱线位置固定,但不能影响纱线的涂敷过程。上述编织过程可通过一则实例加以说明,先将40根135丹尼尔的纱线绞成股,将其作为内核在8锭编织机上用两轴120丹尼尔的纱线进行绕织,编织机齿速比为82/72,最终可得每英寸纬数约为4~5的编织线。PLLA纤维其力学强度保留的特性非常适用于矫形外科。将完全加工后的PLLA编织线置于缓冲液中,在37°C条件下放置18个月,其抗拉强度保留率约为50%~60%。在50°C条件下进行的体外加速试验中,发现放置一周的效果近似于在37°C放置一个月(参见图1)。当未经加工的PLLA纱线于50°C条件下进行加速试验测定时(参见图2),八周后其力学强度的保留率约为50%~60%,这与37°C放置8个月后的结果近似。因此,根据PLLA纱线加工程度的不同,在放置8~18个月后,其抗拉强度仍能达到初始强度的50%~60%。CaP在聚合物支撑基质材料上的成核及生长是制造复合材料过程中的一个关键步骤。当聚合物基质材料浸入模拟体液(SBF)后,在其表面可产生一种仿生沉积过程。SBF中含有Na⁺、K⁺、Ca²⁺或Mg²⁺等离子,其离子浓度及pH值与人血浆接近,当它与材料表面接触后,能使材料表面形成一层磷酸钙。当然,其它涂敷方法如等离子喷涂及共沉淀等也可用来使材料表面产生磷酸钙。然而,使用SBF对材料表面进行仿生涂层也有一个内在的缺陷,即形成沉积的驱动力太小,大量磷酸钙沉积的形成需要较长的时间(一般为几天至几个星期)。在本发明中,为了获得高模量的复合材料,我们采用循环浸渍工艺使聚合物纤维表面具有一层CaP涂层。这使得制备高力学性能复合材料的整个过程变得可控。在室温条件下,利用循环浸渍工艺可使CaP在聚乳酸(PLA)纤维表面成核并长成晶体。聚合物材料表面的CaP沉积可利用重量测量法和环境扫描电镜(ESEM)进行表征。上述结果对于从整体上理解组织中矿化的可能机制以及对于制备适用于组织工程的高模量复合材料来说是十分重要的。实施例全拉伸PLA纱线表面的CaP涂层可商购的聚乳酸(PLA)纱线(Mw~121kDa,Tg~55°C,Tm~175°C)购自德里福来克斯医学公司(Teleflexxa0medicalxa0incorporated),每根纱线约含30根单丝,单丝平均直径为24.5μm。使用一台定制的绕线速度和绕线张力可控的绕线机,将PLA纱线绕于一长方形框架上。在此过程中,操作须小心谨慎,避免框架上的线交错重叠。在所有试验中,所用的线性纺速为20cm/min,绕线张力约为6N。线绕好后,于25°C条件下将其置于1Nxa0NaOH溶液中浸泡1分钟,对纤维表面进行皂化处理。浸泡后的纱线用蒸馏水漂洗后风干。皂化过程可用几种方法进行检测。检测方法之一是利用接触角测量仪(Rame-hartxa0Modelxa0100,美国),采用液滴法测定处理后PLA膜的水接触角(前进接触角)。制膜时,将PLA纱线溶于氯仿,于室温流延,加液压至100MPa以除去流延时形成的气泡,继而在150°C热压2min成膜(热压机型号2731,Carverxa0Laboratoryxa0Press,美国)。将所得PLA膜切成1cm²见方,于室温下经1Nxa0NaOH处理1分钟,处理后的膜经蒸馏水漂洗两次后干燥。将5μl水滴至PLA膜(经NaOH处理的和未经NaOH处理的)表面,测量接触角以确定样本的浸润性。所有测定过程均在室温下进行,对于不同膜每个样品重复测定5次。利用循环浸渍工艺可将CaP沉积于水解后的PLA纱线表面,工艺流程如下:取1N硝酸钙(纯度99%,Sigma)溶液100ml和1N正磷酸铵(纯度99%,Sigma)溶液164ml,加入氨水(Sigma,ACS试剂),将两种溶液的pH值调至12。后将两种溶液置于室温,同时剧烈搅拌。将水解后的纱线先浸入硝酸钙溶液中,于室温浸泡约0.5~1h,之后用蒸馏水搅动水洗并风干。搅动水洗的条件视纱线表面CaP沉积的量及结合情况而定,通常搅动转速为80~800rpm,时间为0.5或1h。干燥后的纱线浸入磷酸铵溶液,浸入时间及后续的洗涤及干燥方式均与硝酸钙溶液处理过程相同。每次浸渍后纱线的CaP沉积量通过重量测量法进行测定。上述循环浸渍过程重复6次,之后可观察到有CaP沉积从PLA纱线上脱落。每次处理过程均采用新鲜的硝酸钙和磷酸氢二铵溶液,以避免悬浮的CaP微粒在使用过的两种溶液中形成沉积。复合材料的制备在制备复合材料时,将CaP包被的纱线用2%PCL溶液(Mw=43kDa)进行包被,并在真空中风干过夜以除去多余溶剂。使用热压机(CarverLaboratoryxa0Press出品,Modelxa02731,美国)将纱线压模成型,制得复合材料。在制备之初,将热压机中的平行压板加热至55°C并保温30min。所用模具为定制的三开长方铝模,该模具有6个槽,每槽大小为4cm×0.5cm×0.5cm。将包被了CaP和PCL的PLA纱线填入槽中,于55°C,150MPa液压力下保温2min。最后,保持压力不变,待模具冷却至室温,将样品自模具中取出。通常情况下,使用这种模具加工所得样品的尺寸为4cm×0.5cm×0.2cm,对于不同类型的复合材料其样品厚度略有不同。PLA膜材料表面的CaP涂层将PLA纱线溶于氯仿,室温流延后经约150°C热压约2min,得0.5mm厚的光滑薄膜。所得PLA膜于1Nxa0NaOH中水解1min后,蒸馏水水洗数次,风干。采用PLA纱线所用之循环浸渍工艺使CaP沉积于水解的PLA膜表面(参见说明书第12页第3段)。PLA纱线及PLA膜材料的表征将得到的PLA纱线、上述压制后的PLA膜、水解后PLA纱线、水解后PLA膜以及各次沉积循环后的材料表面喷金,并用20kV环境扫描电镜(Philipsxa0ESEMxa02020)进行观察。同时将CaP包被的纱线用四氢呋喃(THF)溶解,并用乙醇反复洗涤残渣,自残渣中收集的CaP其X-射线衍射情况用X-射线衍射仪(Brükerxa0AXSxa0Dxa05005)进行测定,X射线衍射图谱是以Cu-Kα发射源并经Ni滤波的X-射线作为光源获得的。数据采集时所用扫描速度为1.0°/min,步长为0.02°。复合材料的力学性能测试通过三点弯曲试验(ASTMxa0D790)测定制备的复合材料的弯曲模量和断裂时的抗弯强度。试验在英斯特朗Instron试验机(型号1011,英斯特朗仪器公司,英国)上进行,所用载荷传感器量程为50N,夹头速度为1mm/min。样品的长度与厚度之比为16。根据数据采集系统采集的载荷和挠度数据计算材料的弯曲应力和应变。对于每种复合材料(见表2所列),经无重复三水平全因子试验设计后,选择6个样品进行测定。结果与讨论PLA纱线的水解将上述得到的PLA纱线置于1Nxa0NaOH溶液中浸泡1min,可使得纱线表面发生水解。我们估计是溶液中的氢氧根离子破坏了纱线表面的酯键,从而造成聚合物链断裂并在两个新链末端形成-COO^-和-OH基团。图3a与图3b分别显示了水解前后的PLA纱线。尽管在水解过程中PLA纱线仍能保持完整,但其平均纤维直径略有下降,由24.58±0.82μm降至23.59±0.57μm(t=3.44,p=0.002),单丝表面也略显粗糙[图3b]。纱线直径下降的原因可能是纱线近表面聚合物链上多处发生了水解,使聚合物分解成较小的易溶于该溶液的片段。在本试验中,经NaOH处理的PLA膜其接触角由81.6°降至75.4°,表明膜的亲水性增加;据我们所知,聚酯材料的表面水解可提高材料的亲水性能,而且提示材料表面的羧基和羟基数量增加。以往研究表明,羧酸基团有助于CaP在基底上形成晶核。此外,由于粗糙表面具有更高的表面能,因此粗糙表面相较于光滑表面更有利于CaP结晶的快速生长。然而,尽管加大NaOH的浓度或延长浸泡时间可提高PLA纱线的表面功能化程度,但可能会导致材料迅速降解或大量水解。PLA纱线上的CaP涂层我们在室温条件下使用循环浸渍技术时发现,CaP的净沉积量随浸渍次数以及浸渍时间的增加而增加。如图4所示,CaP的沉积量随浸渍时间而增加。在所有的循环中,浸渍1h后的CaP沉积量都要大于浸渍0.5h后CaP的沉积量。重量分析法表明,每次浸渍1h,经6次循环后,沉积约35wt%的CaP。一项类似研究也利用循环浸渍法使磷酸钙沉积于壳聚糖表面。在每次浸渍15min,重复浸渍15次后,57wt%的磷酸钙得到沉积。在蒸馏水的搅动水洗过程中,当增加搅动速率后,CaP在PLA纱线表面的保留量随之减少(p=0.005)。具有CaP沉积的纱线经过一个浸渍循环的处理,在搅动水洗阶段,当搅动速率从100rmp增至800rmp并且延长搅动水洗时间后,CaP的净沉积量随之减少,结果如表1所示。表1.ntent="drawing" img-format="tif" wi="700"/>表2详细列出了增加浸渍次数及延长每次浸渍时间后,纱线表面CaP的沉积量。再增加浸渍次数则会导致CaP从纱线表面脱落。表2ntent="drawing" img-format="tif" wi="700"/>从表2可以观察到复合材料模量的增加趋势与CaP沉积量的增加趋势基本一致。将复合材料连续浸渍6次,每次浸渍1h,可使材料具有7.9GPa的弯曲模量。该数值高于人皮质骨弹性模量范围(3~30GPa)的下限值。为了弄清复合材料折断时所需的能量,我们通过三点弯曲试验对复合材料的韧性进行了测定。在弯曲试验过程中,所测样品没有发生脆性折断,这表明该复合材料不仅具有高模量,而且具有良好的韧性。材料的韧性可通过计算应力应变曲线下面积获得,单位为焦耳每立方米。在进行三点弯曲试验时,我们使用了不同形状、厚度和尺寸的材料,并使用了多种测试速度。此外,复合材料的韧性也可通过拉伸试验进行测定。拉伸试验的方法在ASTMD882标准的A1附录中进行了描述。在每次浸渍时间为1h的条件下,我们通过环境扫描电镜对PLA纱线表面CaP沉积的宏观结构进行了分析。与图3b显示的水解后普通纱线的光滑表面相比,沉积了CaP的纱线表面可清楚看到非均匀的CaP晶核(如图5a所示)。随着浸渍循环次数的增加,纤维表面的沉积也随之增加,形态也逐渐改变(如图5a~图5d所示)。这些定性结果也与纱线表面沉积的重量分析结果一致。从图5可以看出,经初次浸渍后,CaP并未在纱线整个表面上均匀包被。通过环境扫描电镜对水解后纱线的整个表面随机拍摄的照片,可以观察到非均匀的CaP沉积。然而,在随后的浸渍循环中,CaP沉积逐渐覆盖了纱线表面的其他部分。经第五次和第六次浸渍后,纱线表面被大量的CaP沉积完全覆盖。经水解处理的纱线其表面排列的羧基为Ca²⁺离子的附着提供了理想的位点,在该位点可形成CaP晶核。PLA纱线表面CaP沉积的物相通过XRD进行表征,XRD图谱如图6所示。通过对多个谱峰进行指认,我们观察到CaP沉积的物相为三斜磷钙(CaHPO₄),各谱峰的2θ值分别为26°、32°和40°。2θ值为26°、31°、32°和33°的谱峰分别被指认为三斜磷钙的(002)、(211)、(112)和(300)晶面的衍射峰。以前的研究表明三斜磷钙具有生物活性,可用作骨诱导矿物。循环浸渍法在PLA膜表面产生的CaP涂层CaP通过非均一的成核和生长过程,在水解后聚酯纱线表面形成沉积,为了阐明该现象,我们使用相同的循环浸渍方法使水解的PLA膜表面具有CaP沉积。未经水解的膜经循环浸渍处理后表面未显示成核迹象,而水解后的膜(图7a)经一次浸渍后就具有CaP晶核(图7b)。在第二、第三和第四次浸渍循环中,CaP从最初的沉积部位迅速生长,这从图中位于背景处的膜表面也能清楚看到。图7d所示为具有磷酸钙涂层的经部分水解的PLA膜,从图中可以清楚看到涂层区与非涂层区之间的差别。在PLA膜表面生成的CaP沉积其晶体形态如图7e所示呈薄板样,与使用SBF进行仿生处理后所形成的磷酸钙沉积类似。在成核的起始阶段,Ca²⁺与水解后PLA表面的羧基发生相互作用,通过离子交换可形成某种络合物,如-COO^-Ca⁺--NO₃-或-(COO)₂Ca²⁺。浸至磷酸铵溶液后,磷酸根则与纱线表面的钙离子发生作用,如图8所示。按本发明一个实施方式所述,水解后聚酯纱线表面CaP晶体成核及生长机制的示意图如图8所示。在图8a中,聚酯表面经水解使得羧基暴露并与表面的Na⁺结合。图8b中,在经硝酸钙溶液中的首次浸渍处理中,Na⁺被Ca²⁺取代形成-(COO)₂Ca,同时生成副产物-COOCa⁺NO₃^-(反应式未给出)。图8c所示为在首次浸渍过程中HPO₄^2-与Ca²⁺之间形成了键。对CaP晶核形成及生长过程进行分析对于弄清CaP在聚合物基质上的形成条件甚为重要。由于在每次浸渍循环后基质都要进行水洗,溶液中的成核过程可不予考虑。一般认为,非均匀成核在低度过饱和条件下占据主导地位。此外,当生长的晶核与材料表面发生相互作用时,与溶液环境中的小晶核相比,其作用时的净界面能更低,使得非均匀成核过程在动力学及热力学上有利。这也提示在沉积的初始阶段,钙离子与材料表面的结合控制着整个沉积过程。水溶液中三斜磷钙沉淀生成的总反应式可写为:ntent="drawing" img-format="tif" wi="700"/>我们将上述结果与之前的研究报导进行了比较,之前的研究采用生物矿化的方法,将聚合物材料置于SBF中,浸渍长时间后形成CaP沉积。在SBF中,磷酸钙在有机聚合物材料表面的成核诱导时间将近24小时,且与材料的种类无关。对于生物活性玻璃来说,其释放的可溶性硅酸盐和钙离子可诱导产生磷酸钙晶核,继而引发磷酸钙沉积。在一个与我们所做工作类似的研究中,作者通过SBF法使磷酸钙沉积于蚕丝纤维表面,据作者报导,活化的蚕丝浸渍在SBF中7天,可使蚕丝表面产生少量磷酸钙沉积;而对于未活化的蚕丝表面,7天后则没有任何沉积形成的迹象。在所有上述研究中,SBF法产生的CaP沉积具有与骨相同的矿物组成和结构(即羟基磷灰石)。然而,该法与循环浸渍技术相比,在材料表面生成CaP沉积所需的时间相对较多。复合材料的力学性能图9所示为不同条件下制备的复合材料的拉伸应变力曲线。复合材料的弯曲性能如图10所示。就力学性能来说,PLA-PCL-CaP复合材料与不含CaP涂层的复合材料相比,前者的弹性模量明显大于后者,这表明沉积时间及循环次数对复合材料力学模量的成倍提高具有间接作用。表2所用符号表示了在不同浸渍时间及循环次数条件下制备的复合材料。在6次浸渍循环,每次浸渍时间为1h条件下制备的复合材料(1-h-6x),其模量值为7.9GPa;而在5次浸渍循环,每次浸渍时间为0.5h条件下制备的材料(0.5-h-5x),其模量值为3.9GPa。不过,在本项研究中,所有测试材料的模量数值为2.4~7.9GPa,已经接近或超过了人体骨骼弯曲模量(3~30GPa)的下限值。一般来说,复合材料各组分的混和规律为估算复合材料的力学性能提供了最简单的方法。对于弹性模量,通常使用基于等应变的并联模型以及基于等应力假设的串联模型进行估算。并联模型(等式2)用于计算弹性模量的上限值Ep,而串联模型(等式3)用于计算下限值。E_p=φE_f+(1-φ)E_mu3000u3000u3000(2)E_s=[φ/E_f+(1-φ)/E_m]^-1u3000u3000(3)其中,φ是填充材料在复合材料中的体积分数,E_f和E_m分别是复合材料中填充材料与基体材料的模量。根据模型计算复合材料弹性模量的预测值,计算时将不含填充材料的纯PLA-PCL复合材料的弹性模量作为E_m(在本研究中,PLA-PCL复合材料弹性模量的观测值为2.45GPa),将CaP的弹性模量作为E_f(50GPa),PLA-PCL的密度为1.3,CaP的密度为3.16。结果正如我们所料,在本研究中,复合材料弹性模量的观测值正好落入由并联和串联模型计算所得的上下边界之内。此外,在本研究中,我们制备的复合材料在屈服点时测得的弯曲模量和抗弯强度要明显高于文献报导的PLA-CaP复合材料。对于屈服点弯曲强度的增加,一个重要的作用因素在于:与传统的PLA-CaP复合材料相比,我们制备的复合材料中的PLA纱线结合有CaP微粒并呈单向排列。可以预料,通过提高复合材料中CaP的含量,即可获得高弹性模量。例如,计算结果表明复合材料的弹性模量范围有可能达到10~15GPa,但这也取决于材料中各组成部分的水平。仿生涂层技术经氢氧化钠处理的拉伸PLLA纱线上形成磷酸钙涂层首先,将拉伸的PLLA纱线用氢氧化钠进行处理。在室温条件下,用1mol/L氢氧化钠溶液及去离子水配制500ml所需浓度(0.100~1.00mol/L)的氢氧化钠溶液。然后,在所需温度下,将一定量的拉伸PLLA纱线置于配制好的氢氧化钠溶液中浸泡一定时间(2~60min)。继而将处理好的拉伸PLLA纱线从氢氧化钠溶液中取出,用去离子水洗涤3~5遍后擦干,置于通风处过夜。拉伸PLLA纱线经氢氧化钠处理后,我们采用一种仿生涂层技术使纱线表面形成一层磷酸钙涂层。首先,在去离子水中加入氯化钠、碳酸氢钠、氯化钾、磷酸氢钾、氯化镁、2-4-(羟乙基)-1-哌嗪基乙磺酸、氯化钙及硫酸钠并进行充分搅拌。然后,向溶液中加入盐酸将溶液的pH值调至6.0~7.0。接着,将氢氧化钠处理过的PLLA纱线浸入制备好的SBF溶液中。进行仿生涂层时,将SBF溶液加热至特定温度(40~60°C)。1至6h后,处理过的拉伸PLLA纱线表面即形成磷酸钙涂层,将形成涂层的拉伸纱线从SBF溶液中取出,用去离子水洗涤数次,最后风干过夜。经氢氧化钠处理的未拉伸PLLA纱线形成磷酸钙涂层首先,将未拉伸的PLLA纱线用氢氧化钠进行处理。配制一定量(20~500ml)的0.500mol/L的氢氧化钠溶液。然后,将一定量的未拉伸PLLA纱线置于配制好的氢氧化钠溶液中于室温浸泡10min。继而将处理好的未拉伸PLLA纱线从氢氧化钠溶液中取出,用去离子水洗涤3~5遍,擦干后再风干过夜。未拉伸PLLA纱线经氢氧化钠处理后,我们采用一种仿生涂层技术使纱线表面形成一层磷酸钙涂层。首先,在去离子水中加入氯化钠、碳酸氢钠、氯化钾、磷酸氢钾、氯化镁、一种合适的缓冲液如HEPES或Tris、氯化钙及硫酸钠并进行充分搅拌。然后,向溶液中加入盐酸将溶液的pH值调至6.0~8.0。接着将氢氧化钠处理过的未拉伸PLLA纱线浸入制备好的SBF溶液中并加热至特定温度(40~60°C)。1至4h后,处理过的未拉伸PLLA纱线表面即形成磷酸钙涂层,将形成涂层的未拉伸纱线从SBF溶液中取出,用去离子水洗涤数次,最后风干过夜。除了氢氧化钠溶液,纱线的蚀刻还可在次氯酸钠或氢氧化钙溶液中进行,处理之后也能使纱线形成类似的磷酸钙仿生涂层。图11、12及13所示为蚀刻处理时间对可拉伸PLLA纱线形成仿生羟基磷灰石涂层前后杨氏模量的影响。图11所示为蚀刻时间对可拉伸PLLA单根纤维形成羟基磷灰石涂层前后杨氏模量的影响。PLLA纤维用0.05Mxa0NaClO溶液于25.0±0.2°C条件下进行蚀刻处理,之后在60°C条件下于3×SBF中包被2h。图12所示为羟基磷灰石涂层对未经排列纤维的刚化效应。图13所示为蚀刻时间对可拉伸PLLA单根纤维形成羟基磷灰石涂层前后拉伸应力的影响。PLLA纤维用0.05Mxa0NaClO溶液于25.0±0.2°C条件下进行蚀刻处理,并在60°C条件下于3×SBF中包被2h。在这两个示例中,最短为6分钟的蚀刻处理时间可提高包被的长丝的杨氏模量。试验数据还显示,如果蚀刻处理时间过长,对于未形成磷酸钙涂层的纱线,其杨氏模量会随蚀刻程度的增加而降低。经氢氧化钠处理的PLA纱线表面磷酸钙微粒取向的初步研究我们对未拉伸与拉伸后的PLLA纱线进行了对比试验。首先,长为3~4cm的未拉伸PLLA纱线于水浴中预热至55~65°C。在水浴中,将其长度拉至原来的两倍,擦干后置于通风处10min。接着,配制20ml0.500mol/L的氢氧化钠溶液,然后,将相同长度的未拉伸及刚刚拉伸好的PLLA纱线浸入配制好的氢氧化钠溶液中,于室温下放置10min。将处理后的两种PLLA纱线从氢氧化钠溶液中取出,用去离子水洗涤3~5遍,擦干后再风干过夜。SBF的配制方法与前面所述类似。然后,将氢氧化钠处理的两种PLLA纱线浸入配制好的SBF溶液中,并加热到一定温度(40~60°C),剩余的SBF也加热至相同温度。两种纱线于SBF中浸泡0.5~1.0h,待表面形成磷酸钙涂层后将其取出。将一次处理后(0.5~1.0h)的PLLA纱线于热水浴(60°C)中经再次拉伸至特定长度,然后置入剩余的SBF溶液中。经第二次处理后(0.5~1.0h),将PLLA纱线从SBF中取出,用去离子水洗涤数次,风干过夜。结果与讨论图14所示为经碱处理的具有仿生涂层的PLLA拉伸纱线。在图14a中,所示PLLA拉伸纱线在70°C条件下经0.5mol/L氢氧化钠处理60min后继而用仿生涂层法处理。通过仿生涂层处理过程,经碱处理的PLLA纱线表面形成了一层均匀的磷酸钙涂层。相比之下,图14b中所示PLLA拉伸纱线在用仿生涂层法处理之前,先在25°C条件下经1.0mol/L氢氧化钠处理30min。与图14a不同之处在于,纱线表面形成的磷酸钙涂层是非均匀的。因此,延长浸渍时间、NaOH溶液浓度和/或提高处理温度均有利于拉伸纱线形成仿生涂层。图15所示为经碱处理的未拉伸PLLA纱线拉伸前后的对比结果。图15a中的碱处理PLLA纱线未经拉伸。如图所示,磷酸钙微粒包被于PLLA纱线表面。而在图15b中,经碱处理的PLLA纱线由2cm拉伸至4cm,此时需要注意磷酸钙微粒列布于拉伸纱线的表面。对未拉伸的纱线进行磷酸钙仿生涂层处理具有许多优点,例如,未拉伸纱线的表面较全拉伸纱线更容易进行处理修饰;在未拉伸纱线表面可形成更厚更密的磷酸钙涂层,涂层的轴向排列水平也能得以提高;具有涂层的未拉伸纱线在拉伸前还能进行二次包被,这样能够提高磷酸钙涂层的厚度和密度;其他一些有利于材料降解和促进骨生长的物质也可在拉伸前涂敷至未拉伸的纱线表面。CaP沉积的成核模型我们对CaP在纱线表面的沉积过程加以简化,即晶核可在纱线表面的等效位点随机生成。当结晶一旦形成,其生长速度与其暴露在溶液中的时间成正比。变量的定义:n=浸渍循环数N_A=活性位点的密度N_A0=位点总密度p_D=每次浸渍循环中每个活性位点处沉积被洗去的概率p_N=每次浸渍循环中一个活性位点成核结晶的概率t_s=每次浸渍循环的浸渍时间w=每次浸渍循环中每个活性位点CaP沉积的质量W=CaP总沉积质量在每次浸渍循环中,假设在N_A0个可能的位点中,一个位点成为活性位点的几率为p_N,那么活性位点N_A数目的变化率可由下列概率表达式表示: dN A dn = p N ( N A 0 - N A ) - - - ( 4 ) ]]>对上式求积分得: N A = N A 0 ( 1 - e - p N n ) - - - ( 5 ) ]]>我们假定CaP的沉积速率与活性位点的数量以及每次浸渍循环时在每个活性位点的沉积量w成比例。后者经证实是浸渍时间的递减函数(参见3.2部分),必须通过试验确定。我们推测出的函数公式为 w = α t s β , ]]>式中β<1。总沉积量减少的速率可以用每次循环的漂洗阶段活性位点处的沉积被洗去的几率p_d表示。为了简化模型,我们假定活性位点处的沉积被完全洗去,但位点仍然存在活性。这样在每次循环中,洗去的沉积量为:N_Ap_DW/N_A=p_DWxa0xa0(6)式中,W为经n次循环后的沉积总量。该表达式等价于这样一种假定,即认为洗去的沉积量与平均沉积量是相等的。因此,CaP的净沉积率为: dW dn = w N A - p D W = α t s β N A 0 ( 1 - e - p N n ) - p D W - - - ( 7 ) ]]>上面等式的解析积分式还不能直观地给出,因此我们用微分形式进行解析。在获得了αNA0、β、p_N及p_D四个参数的值后,我们将第一个观测值作为初始值对上式进行数值积分。结果如图2中标有“成核模型”的曲线所示。尽管利用上述模型经分析处理后得到了很好的结果,但并不能排除还有其他的适用模型。例如,沉积之间的碰撞可延缓沉积生成,考虑到该因素的模型也可用于本研究。结论采用循环浸渍法,我们成功地使三斜磷钙从硝酸钙及磷酸铵的水溶液中沉积至水解后聚酯材料的表面。形成的CaP沉积量随浸渍次数及每次浸渍时间的增加而增加。我们提出了一种非均匀成核和生长机制,以解释观察到的CaP在聚酯材料表面沉积的现象。采用循环浸渍法制备的复合材料其弯曲模量为2.4~7.9GPa,高于人骨生理条件下弯曲模量(3~30GPa)的下限值。此外,通过该循环浸渍工艺,利用不同的模具和工艺条件,可以制造出各种几何形状的具有CaP沉积涂层的多孔支架和整体支架。采用仿生涂层技术可使拉伸及未拉伸的纱线表面具有一层均匀的磷酸钙涂层。本发明还证实,使用一定浓度和温度的氢氧化钠处理纱线有利于磷酸钙涂层均匀生成。此外,未拉伸纱线表面磷酸钙涂层微粒的取向可经拉伸改变。纱线在每次包被后均用去离子水洗涤。最后,具有CaP涂层的纱线再用聚-ε-己内酯的四氢呋喃(THF)溶液进行包被,干燥后于高温下压模,形成长方条装材料。用于骨和生长因子传递的新型复合材料的制备引言目前我们需要开发一种新的骨修复合成复合材料,该材料能在局部持续稳定地释放多种生长因子,同时还能在骨愈合过程中提供足够的力学强度。该新型材料是一种磷酸钙/聚合物复合材料,由羟基磷灰石、各种热塑性粘合树脂以及生物可降解的聚合物纤维组合构成。其也可以单独的隔区的形式用于传递不同的生长因子或用于以不同速率传递一种生长因子。本发明为医疗设备制造商设计高性能的用于特殊用途(如长骨修复、脊柱融合术、胸骨闭合术及颌面部固定等)的医疗器件提供了一个有效的遵循途径。除了追求上述目标外,本发明还将加深人们对于聚合物材料基复合系统的认识,如本发明中所涉及的编织工艺可精确控制复合材料结构的单轴偏差,这为人们精确控制复合材料与理想单轴结构之间的力学性能偏差提供了可能。药物传递合成材料大量材料已被用作生长因子的载体,其中包括羟基磷灰石(磷酸钙)、合成聚合物材料、脱矿骨以及胶原类材料等,但生长因子载体的材料并不仅限于上述这些材料。大多数用作载体的聚合物材料是生物可降解的,并可将它们分成天然聚合物材料和合成聚合物材料两类。天然聚合物材料包括胶原、透明质酸、纤维蛋白、壳聚糖、藻酸盐及其他动植来源的聚合物。值得注意的是,胶原海绵已成为使用最广泛的载体用天然聚合物材料。人体骨的愈合是一个相对缓慢的过程,根据病人的健康状况及愈合位置通常需要2~3个月的时间。因此,整个愈合过程需要一种具有持续而稳定的局部控释功能的载体材料。合成的聚合物材料,如聚-L-乳酸(PLLA)、聚乙醇酸(PGA)、聚-D,L-乳酸/乙醇酸共聚物(PLGA),聚二噁烷酮(PDO)和聚-ε-己内酯(PCL)等,常用于BMP和TGF-β等生长因子的局部释放。PLLA是一种可生物降解的聚合物材料,半结晶的PLLA纤维已用于制备缝合线,而无定形态的PLA共聚物则用于制备骨移植及药物载体材料。然而,像PLA这样合成的可吸收聚合物材料在使用过程中所遇到的一个棘手问题在于材料水解降解后产生的酸性降解产物。这些酸性降解产物可加快材料的降解速率并能在植入位点引起局部炎症反应。然而,如果将这些聚合物材料与磷酸钙一起植入,磷酸钙降解后形成的碱性降解产物可以中和聚乳酸等聚合物材料所产生的酸性降解产物(乳酸)。此外,通过改变聚合物材料的分子量和/或其组成,可按需定制材料的降解速率,以得到最佳的BMP释放速率。例如,按50:50的比例制备的乙醇酸-乳酸共聚物(PLGA),其降解速率就高于PLA。PCL是一种半结晶可吸收的合成聚合物材料,其成本低,吸收时间长,低分子量时也可使用,并可在低温条件下进行处理。蛋白质通常在室温条件下整合至聚合物材料内部。BMP蛋白对热处理及某些化学处理高度敏感,因此开发BMP蛋白载体材料所面临的主要挑战是,能否在不使蛋白失去生物学活性条件下将足够的BMP蛋白整合至载体材料内部。无定形聚合物材料与大多数的陶瓷和金属材料不同,它们往往可在低温条件下进行处理,从而在不破坏蛋白质的情况下可将蛋白质很容易地整合至材料内部。蛋白质从无定形聚合物材料基质中的释放涉及蛋白质在材料基质中的扩散及材料基质本身的降解两个方面。如果蛋白质已被整合至聚合物材料内部,由于一种聚合物在另一种聚合物中的扩散速率非常低,因此其释放速率在很大程度上取决于聚合物材料基质的降解速率。目前已经证实,提高乳酸/赖氨酸共聚物基质的降解速率后,蛋白质的释放速率也随之提高。体外和体内试验体外研究表明,生长因子对细胞增殖、细胞分化、碱性磷酸酶(ALP)活性及细胞外基质的形成都具有诱导作用。同时,也有充分的证据表明生长因子的长期持续性释放对体外骨的形成至关重要。基因重组技术为临床前的动物研究提供了足够治疗用量的人BMP蛋白,研究中涉及的动物包括小鼠、大鼠、兔子、狗、羊及灵长类动物。在BMP蛋白存在的条件下,骨形成的速度会加快。然而,使用能持续传递生长因子的载体材料则更能加快及促进骨的愈合。操作方法新型磷酸钙/聚合物复合材料的制备一种应用于骨修复的新型复合材料通过新的加工工艺制得。以下两种方法分别用来制备棒状及片状复合材料。复合材料的新型制备过程如图16的示意图所示。不同的生物可降解聚合物纤维102用于制备复合材料(图16a)。聚合物纤维102经编织得编织物108(图16d)。这些编织物表面有些含有羟基磷灰石涂层,有些不含。某些聚合物纤维102用仿生涂层法使其表面形成羟基磷灰石涂层,然后再涂敷一层薄的低熔聚合物材料形成具有涂层的聚合物纤维104(图16b、16c),聚合物纤维104用以制备编织物118的纤芯,如图17a、b和c所示;不含涂层的聚合物纤维102编织成该纤芯的外鞘(图17)。通过压模法可得某些二级单向结构(图16e),利用这些单向结构进而可制成条/棒状复合材料(图16f),或可制成一种网状结构(图16g、16h)。此外,不含涂层的纱线12或含有涂层的纱线104也可用来制成一种没有涂敷低温聚合物材料的网状结构。这样制成的复合材料适用于各种修复,如长骨修复、脊柱融合术、胸骨关闭术及颌面部固定等。低熔点聚合物材料包括熔点低于175°C的聚合物材料、半结晶聚合物材料、PCL、聚二噁烷酮、PCL与PGA、PDO、TMC或PLA(L型或DL型)的共聚物、非结晶聚合物材料、PLA-PGA(50:50)、聚-D,L-乳酸,或其他任何熔点比纤芯低的聚合物材料。对每步制备过程的详细说明如下:实施例复合材料的组成制备的复合材料中包含两种合成的生物可降解聚合物纤维(聚-L-乳酸,PLLA)和聚乙醇酸(PGA),一种天然聚合物材料(肠线),一种聚合物涂层材料(聚-ε-己内酯(PCL)与甘油单硬脂酸酯的混合物)及一种磷酸钙涂层材料(主要是羟基磷灰石(磷酸钙))。上述材料的熔点、力学性能、降解速率等于下表中列出。表3xa0材料性质PGAPLLA肠线PCLCaP熔点(°C)225175-20060>1600杨氏模量(Gpa)7.06.0-7.00.10.4100抗拉强度(MPa)730500-55050-10024040-300抗拉强度下降50%所用时间14天18个月7天12个月>2年CaP纳米粉末涂层将20~30根PLLA纤维(T_m=175°C)制成纱线。将PCL(T_m=60°C)溶于甲苯(甲苯不能溶解PLLA)。后将CaP纳米粉末加入至PCL溶液中,形成均相悬浮液。将PLLA纱线浸入磷酸钙和PCL的混合液中进行包被后,填充至模具中,于60°C压模成型。磷酸钙在悬浮液中的质量分数为25%,PLLA与PCL的比例为6:1。在压模成型过程中,熔化的PCL充当了一种“粘合剂”,将所有PLLA纱线粘合在一起。制成样品后,对所得样品进行三点弯曲试验,并以纯PCL作为对照。图18所示为纯PCL、PCL包被的PLLA以及PCL和CaP同时包被的PLLA的抗弯强度和杨氏模量。PCL包被的PLLA较纯PCL具有更高的抗弯强度和杨氏模量。除磷酸钙外,复合材料比其他组分更坚硬,强度更大。其杨氏模量处在皮质骨杨氏模量数值范围(3~30GPa)的下限。然而,复合材料仍太脆弱,难以用来承重。仿生涂层为了模拟生理条件下磷酸钙的形成,我们采用仿生办法将类骨碳磷酸钙涂敷于聚合物纤维材料表面。在模拟体液(SBF)中,仿生涂层法可在各种材料表面产生磷酸钙涂层,所用SBF则与人体血浆在生理pH值(7.4)和温度(36.5°C)下的离子浓度相同。在本发明的一个实施方式中,采用一种仿生涂层方法使纳米磷酸钙均匀地沉积于经表面修饰的聚合物纱线表面,以形成致密的磷酸钙涂层。此外,还采用了新的加工技术将PCL纱线与PLLA纱线、PGA纱线或PDO纱线共同编织在一起。这种独特的设计具有以下优点:(1)该编织物不是利用纱线而是利用PCL使自身相互结合在一起,从而降低了PCL与PLLA的比例;(2)该设计能精确控制PCL在PLLA(或PGA、PDO)纤维中的数量和分布;(3)当PCL熔化时,它能以均匀方式自动分布于其他聚合物纤维之间。通过用碱性溶液或酸性溶液对聚合物材料表面进行预处理,可使材料表面形成大量的极性基团,从而大大提高磷酸钙涂层与聚合物材料之间的结合强度。我们还发现经单轴拉伸的聚合物纤维表面存在羧基时,磷酸钙沉积可沿纤维的轴向排列。本研究所用的合成聚合物纱线通过全单拉纺丝法制得,经酸或碱处理后其表面具有羧基或羧酸结合位点,可诱导磷酸钙纳米微粒的晶体成核呈现择优取向。故此,我们将聚合物纱线迅速浸入酸溶液或碱溶液,或按先后顺序分别浸入两种溶液中,在不改变纱线性质的情况下对纱线进行必要的表面处理。经预处理后的纱线浸入SBF溶液浸泡不同时间,从而获得不同程度的磷酸钙沉积,其中也包括未与SBF接触的情况(即表面无磷酸钙沉积)。由此获得的磷酸钙沉积其取向是沿聚合物纤维的轴向方向,模拟了天然骨中胶原纤维表面排列的磷酸钙纳米微粒的结构。复合材料在浸入SBF之前和之后的表面性质通过一系列技术来表征,这些技术包括利用薄膜X射线衍射研究表面的相分布;利用傅立叶变换红外光谱(FTIR)确定表面官能团;利用扫描电镜观察表面形貌的改变;利用电感耦合等离子体原子发射光谱(ICP-AES)测定材料浸泡前后SBF中钙、磷的离子浓度。实施例1经拉伸的PLA纱线(30根单丝,120丹尼尔)绕织于开放塑料框上(2^1/4×1^1/8英寸)。由于整个过程为手工操作,因此每个框上的纱线数量不等。将纱线与框称重,然后将纱线样品浸入模拟体液(浓度为3×)中浸泡12h,使其表面产生一层羟基磷灰石(HA)涂层后干燥过夜。记录每个样品干燥后的重量并计算每个样品HA涂层的重量百分数。之后将样品于175°C热压30min成棒状材料,材料尺寸约为(4×0.5×0.2)cm。对所有棒状样品进行三点弯曲试验,以确定样品的弯曲模量和抗弯强度。三点试验的应变速率为1mm/min。需要注意的是,在本实施例中没有对纱线进行蚀刻处理。但是,可以在进行仿生涂层处理之前使用蚀刻处理。另外,在本实施例中没有使用低温外鞘固定整束纱线。取而代之的是热压过程在PLA的熔点(175°C)附近进行,该过程可使外部的PLA纱线熔化从而使整束PLA纱线得以粘合。通过下列等式计算材料的力学性能: E f = L 3 m 4 b d 3 - - - ( 8 ) ]]> ϵ f = 6 Dd L 2 - - - ( 9 ) ]]> σ f = 3 PL 2 b d 2 - - - ( 10 ) ]]>变量的定义:P:所用的负荷,NL:支承跨距,mb:样品宽度,md:样品厚度,mm:载荷-挠度曲线起始直线部分的切线斜率,N/m表4.某些自增强PLA/HA复合材料的弯曲模量,抗弯强度及弯曲应力。ntent="drawing" img-format="tif" wi="700"/>含9%、31%及43%HA的样品其力学性能数据列于表4。这些数据表明样品的弯曲模量随HA含量的增加而增大,而与PLA含量的减少无关。这些数据还显示复合材料的抗弯强度与HA的重量百分含量之间没有任何相关性;但当PLA纱线的重量百分含量增加时,样品的抗弯强度迅速提高,从44MPa提高至146MPa。弯曲应力的数据显示,含9wt%及43wt%HA的样品两者的弯曲应力无显著性差异,但含31%HA的样品其最大应力百分比与其他样品相比相对较低。这样的数据提示,应兼顾考虑HA和PLA在材料中的含量,从而获得最大的弯曲模量和抗弯强度。实施例2磷酸钙前体物直接涂层方法预先形成的磷酸钙或磷酸钙前体物可直接涂覆至PLA纤维表面。我们采用一种水热法制备HA微粒,然后将微粒与PCL一起涂敷至纱线表面。此外,其他类型的钙磷酸类物质也都可以使用。将200ml硝酸钙溶液(2g/dl)与600ml磷酸铵溶液进行反应(2g/dl),以获得复合物中所使用的HA微粒。所得沉淀经干燥后碾成粉末,粉末的平均粒径为120nm,如图19所示。取10mg碾成的HA粉末,加入到10mlxa0PCL(Dow,Mwxa080,000)的丙酮溶液中(1%,wt/wt),使用该混合物对由30根直径为22μm的PLA纤维组成的纤维绳进行浸渍涂敷。然后将60米的具有PCL-HA涂层的PLA纱线排列成束,置入一40mm×5mm×2mm的模具中于80°C热压4min。冷却后将所得复合材料取出。该材料的重量百分组成经TGA法测得为PLA:PCL:HA=83:15:2。需要注意的是,在本实施例中没有对纱线进行蚀刻处理。不过蚀刻是一个可选的处理方法,可在进行仿生涂层处理之前使用。在小应变范围(<1%)内复合材料的应力应变曲线如图20所示。在线性区域(0~0.001%)内,复合材料的杨氏模量为6.5GPa。PLA-PCL-HA复合材料也可用拉挤法制备。我们采用一种锥形模具,其中填充了熔融的PCL-HA混合物,混合物中HA与PCL的体积比在0.1~0.2之间,将PLA纤维通过该模具,拉挤成型。上述拉挤法所用的设备如图21所示。制备的复合材料的拉伸试验结果见表5。表5.拉剂法制得的复合材料的拉伸试验结果ntent="drawing" img-format="tif" wi="700"/>我们通过电纺法将PLLA二甲基甲酰胺溶液中的羟基磷灰石微粒喷涂至熔纺PLLA纱线表面,HA微粒可沿PLLA熔纺纱线排列(如图22所示)。在实施这一方法时,先将PLLA纱线卷绕至一个接地的转动转轮或卷筒上,然后用电纺法将含有HA微粒的纤丝喷涂至PLLA纱线表面。纵横比大于约4:1的HA微粒更倾向于在PLLA电纺纤丝内部排列。当含有HA的纤丝卷绕至PLLA熔纺纱线表面时,沿熔纺纱线排列的HA微粒的数量与沿熔纺纱线排列的电纺纱线的数量成一定比例。经这种方法制备的样品随后可进行涂层和热压处理。实施例3用于制备样品I的PLLA(M_n=1.21×10⁵,MWD=1.29)纱线(30丹尼尔,25±2μm)先在0.50mol/L的NaOH溶液在室温下预处理30min。经去离子水漂洗风干24小时后,纱线I、II和III在42°C条件下分别用仿生涂层法处理24、12及24h,使其具有羟基磷灰石(HA)涂层。经NaOH蚀刻预处理后,样品I与样品II和III相比,其HA/PLLA重量比更高,结果如表6所示。这提示经蚀刻处理的纱线(样品I)表面能获得较厚的HA涂层,而这三种样品最初的表面是一样的。此外,样品III的HA/PLLA重量要高于样品II,提示延长仿生涂层处理时间可得到更厚的涂层。表6.样品I、II、III组成的比较及三点弯曲试验结果的比较ntent="drawing" img-format="tif" wi="700"/>具有HA涂层的PLLA纱线经真空干燥过夜,然后浸入10%(w/v)的聚-ε-己内酯聚乙醇酸共聚物(PCL:PGA=90:10)的丙酮溶液中浸泡5~10min。PLLA/HA/PCLGA复合材料于真空干燥24小时后,采用平板模具将其热压成方梁状,然后进行三点弯曲试验。大小为30.0mm×5.3mm×2.0mm的方梁状PLLA/HA/PCLGA复合材料的弯曲应力和模量通过三点弯曲试验进行测定。在应变速率为5mm/min的条件下,我们发现样品I的弯曲应力为132.2MPa,模量为5.4GPa。与样品II的测量值相比,可以发现在PCLGA涂层的重量百分比相似的情况下,具有较高HA含量的样品I显示出较好的力学性能(高弯曲应力和高模量)。当比较样品II和样品III的弯曲应力和模量时,我们发现具有较低PCLGA含量的样品II显示出较好的力学性能,这可能是由于无定型的PCLGA涂层具有较低的弯曲强度和模量。编织物本发明中所述之“编织物”,应包括将内部元件与外部元件组合在一起的任意结构。编织物的一种典型结构由中心与外周部分组成,中心部分即纤芯118,外周部分即外鞘120。这种装配方式及其制造技术非常适合于制备一种新型的复合材料用于骨修复过程中生长因子的传递。采用编织法的有利之处在于,它能对复合材料内部不同的纤维进行精确布位,并能在很大范围内调节不同纤维的比率。在本发明中,纤芯118的纤维在编织前包被了磷酸钙涂层。与此相反的是外鞘120,由于在编织过程中要受到较大的扭曲、弯转和滑动,所以没有包被磷酸钙涂层。纤芯与编织于其表面的纱线外鞘组装在一起形成一种管状编织物(参见图17a、b及c),该编织物作为结构单元可用于组成不同的植入材料或装置。按本发明实施方式之一所述,含或不含磷酸钙涂层的聚合物纱线形成编织结构的基本单元,如图17a、b、c所示。该基本单元构成二级结构单元,即编织物的纤芯118及外鞘120。含有磷酸钙涂层的纱线构成纤芯118,而不含涂层的纱线构成外鞘120。由于外鞘120在编织过程中可能会受到较多的扭曲和弯转,所以对其不进行磷酸钙包被。最后,纤芯二级结构单元与编织于其表面的外鞘二级结构单元组装在一起,即三级结构单元。三级结构单元作为组成部件用于构成不同的植入材料或装置。通过调节基本结构单元的组成使其具有合适的力学及化学性能,以适用于具有不同载荷需要的骨植入物。制备方法A:棒状复合材料的制备图23为按本发明公开所述之新型复合材料组成方法的操作示意流程图。整个操作过程首先始于步骤202,在此步骤中,基本结构单元、PLLA、PGA、PCL及PDO纱线102被组装在一起。接着,在步骤204中,基本结构单元经羟基磷灰石(CaP)包被形成具有涂层的纤维104,并进而形成纤芯二级结构单元118。与步骤204同时进行的是步骤206,在步骤206中,基本结构单元可形成外鞘120。而外鞘120不具有羟基磷灰石(CaP)涂层。接着,在步骤208中,将纤芯二级结构单元与外鞘二级结构单元(分别由步骤204和206中制得)按适当比率编织在一起,形成三级结构单元。然后在步骤210中,通过PCL混合物对三级结构单元进行浸渍涂层并于高温压模成型。在步骤212中,对四级结构单元进行力学性能测定。基本结构单元的组成所用纤维:四种合成的具有生物可降解性的聚合物纤维——聚-L-乳酸(PLLA)、聚乙醇酸(PGA)、聚-ε-己内酯(PCL)及聚二噁烷酮(PDO)——作为复合材料的组成部分。这些聚合物纤维的熔点、力学性能、降解速率及在溶剂中的溶解性能列于表7。这些聚合物材料的组合的理化性质及形态变化范围较大。表7.PGA、PDO、PLLA、PCL及胶原纤维的熔点、降解速率及在溶剂中的溶解性能ntent="drawing" img-format="tif" wi="700"/>依本发明所述,新型复合材料的组成示意图如图17a、b和c所示。根据图中所示,肠线、PGA以及PLLA纤维102/104组合在一起构成编织物118的纤芯,PLLA纤维鞘构成缝合编织物130的外鞘120。较大的圆筒代表聚合物编织物130,较小的圆筒代表聚合物纱线102。图17a所示为新型复合材料的组成方式:将具有PCL涂层的PLLA纱线104、肠线102b,PGA纱线102c组合在一起构成纤芯118,PLLA纱线102构成外鞘120,然后将编织物130涂敷一层PCL混合物134。图17b所示为由于肠线102b过早降解而使纤芯118形成的多孔结构。图17c进一步说明,随着植入时间的延长,纤芯中的PGA纤维(102c)发生降解并产生了更多的通道结构(图中白色部分所示)。依本发明所述,纤维102按前述方法预先经磷酸钙包被。在本发明的几个实施例中,纤芯中的纤维包被了一层PCL与单硬脂酸甘油酯(Tm=50~70°C)的混合物。我们发现在PCL中添加单硬脂酸甘油酯可增加复合材料的孔隙率,继而可以用来控制蛋白质的释放。这也是首次将PCL和单硬脂酸甘油酯的混合物作为聚合物纤维的涂层用以控制蛋白质的释放。在其它组成结构中,纤芯则不具有PCL涂层。PCL混合物可溶于有机溶剂,如甲苯、二甲苯或乙酸乙酯等,这些溶剂无法溶解PLLA、PGA或肠线纤维。涂层的厚度可通过调节浸渍溶液的浓度、涂敷的速度及镀槽的流量进行控制。PCL中单硬脂酸甘油酯的量可根据所需要的药物释放速率进行调整。在制备复合材料过程中,纤芯与外鞘的比例可最大限度地提高以增加两者组成后的力学强度。组成纤芯的纤维沿轴线排列,这为复合材料提供了较高的杨氏模量,而那些在外鞘中与轴线成一定角度排列的纤维则导致复合材料的力学性能和强度降低。然而,组成纤芯的纤维对复合材料力学性能的影响更大,其与外鞘组成的编织物仍使复合材料具有较高的力学强度。对于组成的聚合物编织物,我们在其表面涂敷一层PCL与单硬脂酸甘油酯的混合物。单硬脂酸甘油酯对于PCL来说起结晶调节剂的作用。其他浸渍涂层处理过程如前文所述。可将聚合物编织物切割成压缩模具的长度,填充后于50~70°C压缩成型。在压模成型过程中,熔点较高的聚合物纱线,如PLLA(T_m=175°C)、PGA(T_m=225°C)及肠线(T_m~200°C)等,形状保持完整,而熔点较低的PCL和单硬脂酸甘油酯的混合物(T_m=50~70°C)则熔化并作为“粘合剂”使纱线与编织物结合在一起(图24a)。当复合材料植入体内后,降解缓慢的聚合物材料如PLLA及PGA保持复合材料的结构,并在骨愈合过程中提供必要的力学强度。与此同时,降解迅速的纤维如肠线则首先降解,同时在组成纤芯的聚合物纤维之间产生一种多孔结构(图24b)。该多孔结构不仅能释放生长因子还能诱导骨长入该结构的孔隙中。随着植入的时间延长,PGA开始降解并使纤芯产生一种更多孔的结构,从而诱到更多的骨骼长入(图24c)。二级和三级结构单元的构成20~30个基本结构单元构成二级结构单元。纤芯二级结构单元118具有磷酸钙涂层,而外鞘120则没有磷酸钙涂层。在组成三级结构单位时,纤芯与外鞘的比例可最大限度地提高以增加两者组成后的力学强度。组成纤芯的纤维沿轴线排列,这为复合材料提供了较高的杨氏模量,而那些在外鞘中与轴线成一定角度排列的纤维则导致复合材料的力学性能和强度降低。纤芯中具有磷酸钙涂层的纱线模仿了天然骨中骨单位所具有高度有序结构,即轴向取向的纳米磷酸钙板式结构沿胶原纤维方向排列。这样一种结构使得聚合物编织物具有最高的力学强度。在本发明一实施例中,我们联合使用四种聚合物纱线,即PLLA、PCL、PDO及PGA纱线,加工制成编织物130的纤芯118及外鞘120。上述两种结构单元使得骨承载移植复合材料具有不同的微结构、力学性能及药物释放速率。我们采用两种加工技术制备复合材料:即热压成型法和冷压成型法。在所有试验中,我们使用一种容积式插槽模具制作单轴复合材料样品。在另一实施例中,沿排列纤维流动的基质材料使两者具有更高的取向。热压成型法将不同纤芯和外鞘组成的聚合物编织物切割成压模模具所需长度,填入模具后经热压成型。热压成型所用温度为60~70°C。在压模成型过程中,高熔点聚合物纤维材料,如PLLA(T_m=175°C)、PGA(T_m=225°C)及PDO(T_m=109°C),等形态保持完整,而低熔点的PCL纱线(T_m=60°C)熔化并作为一种“粘合剂”将编织物各组成部分结合在一起。在下面的实施例中,列出了不同组成方式的编织物的制备方法,这些实施例是说明性的,而非限制性的。图24(a-d)所示为压模成型后所得到的不同组合方式的编织物(大的圆筒代表聚合物编织物,小的圆筒代表聚合物纱线):(a)PLLAxa0102a作为纤芯118,PCLxa0140作为外鞘120;(b)PLLAxa0102a与PGAxa0102c或PDOxa0102d组合在一起作为纤芯118,PCLxa0140作为外鞘120;(c)PLLAxa0102a作为纤芯118,PGAxa0102c或PDOxa0102d作为外鞘120;(d)PLLAxa0102a作为纤芯118,PGAxa0102c与PDO102d组合在一起作为外鞘120。组合方式一在本发明的一个实施方式中,具有磷酸钙涂层的PLLA纱线102a形成编织物130的纤芯118,而PCL纱线140形成外鞘120。该设计是我们提出的所有组成方式中最基本的组成方式。在热压缩成型过程中,外鞘中的PCL熔化,渗入到磷酸钙涂层中,并作为“粘合剂”使具有磷酸钙涂层的PLLA编织物牢固地结合在一起。相比之下,PLLA编织物能保持其结构完整,平行排列并穿过熔化的PCL结合在一起(图24a)。组合方式二在本发明的另一实施方式中,具有磷酸钙涂层的PLLA纱线102a与PGA纱线102c(或PDO纱线102d)组合在一起形成纤芯118,而PCL纱线140形成外鞘,如图24b所示。按“组合方式一”所述方法对上述组成方式进行压模成型处理,可得到一种类似的结构。具有该结构的复合材料植入体内后,与组合方式二相比,纤芯内部PGA(或PDO)纱线的降低速度要远远超过PLLA纱线,从而在该结构内部形成许多中空的通道。这些通道有利于早期骨长入,而PLLA纱线将继续保持结构完整,很长时间之后其强度才会降低。组合方式三在本发明的另一实施方式中,具有磷酸钙涂层的PLLA纱线102a形成编织物130的纤芯118,而不含磷酸钙涂层的PGA纱线102c形成外鞘120,如图24c所示。甲苯、二甲苯及乙酸乙酯可溶解PCL,但不溶解PLLA及PGA。编织物经浸渍涂层处理后具有PCL涂层。将编织物风干并压缩成型。在压缩成型后,PCL可使聚合物编织物结合在一起。当这种复合材料植入体内经过一段时间(如一个月)后,由于PGA纱线快速降解,使得PLLA纤芯周围逐渐形成一个空壳,而在此时间内,骨组织能够逐渐长入该空壳。我们可以控制壳的厚度使其具有一个最佳的空间从而可以促进骨的生长。相比之下,PLLA纤芯将继续保持其原有排列方式并为植入的复合材料提供长期的力学强度。整个植入的复合材料在大约2年后最终被天然骨取代。组合方式四在本发明的另一实施方式中,具有磷酸钙涂层的PLLA纱线102a形成编织物的纤芯118,PGA纱线102c与PDO纱线102d组合在一起形成编织物的外鞘120,如图24b所示。与组成方式三的编织物类似,按该组成方式制成的编织物经浸渍后具有PCL涂层。压缩成型后,PCL使所有编织物结合在一起,而PGA和PDO仍包裹着PLLA纱线形成的纤芯。在植入体内约两周后,PGA降解形成多孔外鞘以促进骨长入。与此同时,PDO外鞘可继续保留两周,将为骨组织长入提供更多的时间。冷压成型法即使温度降低至60°C也可能会对PLLA、PGA或PDA的晶体结构产生影响。因此,在更低的温度如室温条件下进行加工是必要的。如表3中所示,甲苯、二甲苯及乙酸乙酯对于PCL来说是良好的溶剂,但这些溶剂不溶解PLLA,因此我们推测它们也不会改变PLLA的结晶形态。我们采用了类似于组合方式一的一种组合方式,在该组合方式中,将PLLA纱线作为编织物的纤芯,将PCL纱线作为外鞘。将该聚合物编织物切割成模具长度并填充至模具内。将上述三种溶剂之一以蒸气的形式通入填充了聚合物编织物的模具,从而使PCL纱线软化。在温度远低于60°C的条件下进行冷压成型,在成型过程中软化后的PCL纱线能将所有聚合物编织物结合在一起。由于PGA与PDO也不溶于上述三种溶剂,因此也可使用冷压缩成型法形成其余三种组合方式的结构。制备方法B:片状复合材料的制备在另一实施方式中,PLLA纤维经梭织或针织成布后包被磷酸钙涂层。生长因子可整合至磷酸钙涂层的网格结构中或直接沉积于涂层表面。在心血管外科手术中,可将含有生长因子的纤维织物植入胸骨组织界面以促进胸骨关闭。在心血管外科手术中,病人的胸骨被从中切断;在骨愈合过程中,通常使用不锈钢丝将切断的胸骨连接在一起。但不幸的是,不锈钢丝的使用使很多病人感到痛苦。另外,不锈钢丝也可能引发手术部位的炎症反应。因而,对于病人来说,整个愈合过程是相当漫长和痛苦的。如果本发明结合高强度的聚乙烯缝线一起使用,不仅能减轻病人的痛苦,而且插入的复合材料将极大提高骨愈合的速度。在制备的复合材料中,PLLA与PGA的晶相可通过XRD和差示扫描量热仪(DSC)进行考察。在适当情况下,透射电镜(TEM)和小角度X射线散射(SAXS)分析也可用来表征聚合物基质中磷酸钙的排列及分布情况及其结晶形态。复合材料的表面形貌可用环境扫描电镜(ESEM)进行表征。力学性能测试在高度有序排列的聚合物纤维表面使用类骨磷酸钙沉积,所产生的协同作用与合适的磷酸钙沉积量以及最佳工艺条件极大改善了复合材料的力学性能。我们按照ASTMxa0D638和D790-02两个标准分别对复合材料进行了拉伸和抗弯试验,测定了复合材料的杨氏模量与泊松比。在进行每项力学性能测试之前,将复合材料切割成标准的几何形状。测定后将所得数据与皮质骨的力学性能(抗拉强度:60~160MPa;杨氏模量:3~30GPa;剪切模量:3.5GPa;泊松比:0.25)做了对比,同时也与其他用于矫形外科的复合材料做了对比。体外试验进行体外细胞试验可了解不同组合方式的聚合物编织物对骨形成的影响。因此,我们对利用最佳工艺条件制备的各种组合方式的复合材料进行了细胞培养试验。在体外研究中,碱性磷酸酶(ALP)、钙沉积及骨结节的形成是骨形成不同阶段的重要标志。在本发明中,ALP活性、钙沉积及骨结节形成的测定结果指出了聚合物材料用于骨形成的最佳组合方式。细胞粘附、增殖、ALP活性、钙沉积及骨结节形成由于大鼠骨肉瘤细胞在体外容易钙化,因此我们将其用于本研究,以研究细胞与复合材料之间的相互作用。骨肉瘤细胞的粘附、增殖及ALP活性可在复合材料表面进行检测,检测时以组织培养用塑料作为对照。细胞的粘附在接种后不同的时间点(1、3、5及8h)通过AlamarBlue^TM荧光染料法进行测定。通过以上测定可确定细胞粘附的最佳时间。在粘附之后,骨肉瘤细胞即进入快速增殖期。细胞增殖的速度反应了基质材料是否能够促进骨肉瘤细胞的生长,并可用相同的AlamarBlue^TM荧光染料法进行评价。我们对骨肉瘤细胞在接种后第1、第3及第7天的增殖进行了测定。细胞的形态用扫描电子显微镜(SEM)进行观察。细胞经过较长时间(17~21天)的培养后,形成钙沉积。测定钙沉积时先将样品经CalciumCrimson^TM(一种钙染色剂)和吖啶橙染色,后在共聚焦显微镜下观察。骨结节的形成可通过vonKossa染色进行检测,染色后的图像可用光学显微镜采集。统计分析:我们对试验结果进行了统计分析。利用单因素方差分析(ANOVA)对组间均值进行比较,并确定均值差异的统计显著性。P值小于0.05被认为具有显著性差异。药物的控释引言几乎所有的复合材料组成部分,包括仿生涂层法形成的磷酸钙涂层,PLLA、PGA及肠线纤维以及PCL混合物等,都可用作传递载体,从而可将多种生长因子整合至复合材料中。采用不同的药物结合方式将生长因子整合至复合材料作为载体的不同组成部分,通过改变组成部分的组合方式可实现生长因子的控制释放。此外,由于复合材料在结构方面的独特设计,当降解较快的聚合物材料降解时,降解较慢的聚合物材料则可保持复合材料的力学强度。这样一种系统作为一种理想的药物传递系统能更好地用于药物传递。在本发明中,公开了两种药物传递系统,即单药物传递系统与多药物传递系统。进行的体外及体内研究均表明,这两种传递系统均能持续稳定地控制释放药物,这也是使骨达到最佳愈合效果所需要的。在体外模型中,我们对单药物传递系统进行了研究,以了解复合材料及其组成部分地药物释放性能,其目的是为了获得最佳的药物释放方案。在体内研究中,我们对单药物传递系统和多药物传递系统都进行了研究。体外研究我们将生长因子与复合材料的不同组成部分结合在一起可使生长因子得以连续释放。利用该特点,可将复合材料设计成一种更先进的药物释放系统。我们对该药物释放系统进行了系统研究,考察了聚合物材料的降解速率、药物结合方式及聚合物材料的结晶性对复合材料药物释放速率的影响。单组分载体系统在本发明的一个实施方式中,用来释放BMP-2蛋白的载体为下列三种之一:1)聚合物纤维;2)PCL混合物涂层;3)磷酸钙涂层。按以往之经验,将总量为21μg的重组人BMP-2蛋白与每种载体结合。对于聚合物纤维(包括PLLA纤维、PGA纤维及肠线),BMP蛋白直接沉积于纤维表面,其释放则通过BCA蛋白测定法进行检测。在检测BMP释放时,将聚合物纤维悬浮于N,N-2-羟乙基-2-氨基乙磺酸(BES)缓冲液中并于37°C放置不同时间。放置的最长时间为8周,之后将纤维从BES缓冲液中取出,利用酶联免疫吸附测定法(ELISA)对上清液中的BMP-2蛋白进行检测。对于PCL混合物涂层载体,使用方法是先将BMP蛋白加入到涂料溶液中,再将其涂敷至不含BMP蛋白的PLLA纤维表面。通过改变PCL混合物中单硬脂酸甘油酯的重量百分含量(变动范围为0~10%)即可调节涂层对于蛋白质的释放速率。单硬脂酸甘油酯百分含量增加,涂层的空隙率随之增加,继而也使得蛋白质的释放速率增加。对于磷酸钙涂层载体,使用方法是将BMP蛋白整合至磷酸钙的网格结构中从而产生持续释放效应。简言之,即将BMP蛋白加至模拟体液中,并与磷酸钙共同沉积于聚合物纤维表面。需要注意的是,当BMP蛋白与磷酸钙的网格结构结合并植入体内5周后,只有约50%的BMP蛋白被释放出来,但在植入体内后一周,并未观察到BMP的释放。最后,结合了BMP蛋白的聚合物编织物在50~70°C条件下经压缩成型,在此温度下大多数生长因子不会失活。多组分载体系统在本发明一则实施例中,根据生长因子可从复合材料的不同组成部分连续释放这一特性,我们设计了一种持续稳定的控释释放方案。首先,将少量的BMP蛋白与降解较快的组成部分结合,如肠线和PGA纤维等。由于使用的BMP蛋白量较小,BMP蛋白的“突释”效应不会造成局部用药过量。接着,将其余的BMP蛋白与降解较慢的组成部分结合,如磷酸钙涂层或PCL混和涂层等。我们认为,以上两个连续的释放过程可确保BMP蛋白从第0天开始就能得以稳定释放,释放时间可长达8个周。这种释放方式对于人的骨愈合过程来说是非常理想的,因此人的骨愈合通常需要2~3个月的时间。但需要注意的是,在降解较快的聚合物材料表面的PCL混合涂层可能会减缓药物的释放速率。释放动力学的测定和建模我们提供的复合材料在形式上即复杂又简单。说其复杂,即该复合材料具有复杂的几何形状,并且是由不同组成部分的纱线及编织物以不同的填充量嵌入基质材料中形成。然而,在对材料的降解及药物释放动力学进行测定及建模过程中,采用宏观模型及伪一维几何模型可将问题简化。生长因子具有聚合物量,因此我们假设它在材料基质中的溶解与扩散微乎其微,这也简化了上述测定与建模过程。综上。对于降解复合材料释放动力学的研究,我们将对下列因素进行考察:聚合物基质的增塑作用对分子扩散的影响;降解过程中分子量对分子扩散的影响;复合降解与分子扩散;以及从多孔的降解部分产生的扩散。复合材料的释放行为,即药物释放速率随时间的变化情况,是相当复杂的。但本发明所涉及的研究基本上采取了“所得即用”的办法,即根据预期方式来调节复合材料的释放行为。此外,骨组织的生长可限制药物的扩散,这对复合材料释放行为的研究又增加了复杂性,但我们对此并未进行深入讨论。对于我们提供的复合材料,其组成及结构上的灵活多样使得生长因子的释放速率得以精确控制。为了简化分析,我们将复合材料制成圆棒,将圆棒两端涂上环氧树脂后,圆棒即以一维方式进行降解。在降解结束时,将圆棒切片并用空间表面分辨技术研究其形态;同时在适当的条件下,利用扫描电子显微镜、光学显微镜及原子力显微镜进行形态分析。此外,在纵剖面沿径向分布的某些整体特性(分子量,药物浓度)可通过标准溶液分析法进行研究。降解动力学模型的建立可借鉴Lemaire等人的例子,但在建模时也有所变化,即把复合材料特有的几何形状纳入到模型中。我们发现,从复合材料的末端沿轴向的药物释放过程竟是Lemaire等人分析的一个典型情况,这一重要发现尽管带有偶然性,但却十分有趣。体内研究我们将对具有最佳释放性能和理想力学强度的复合材料进行体内研究。如果我们确定BMP蛋白像体外研究显示的那样,可储存于复合材料三个不同的组成部分并能从中释放出来,我们就能在体外研究中对复合材料用于单药物传递与多药物传递的效果进行比较。目前对于骨修复的一般理解是,由于骨的形成和修复受到多种因素(包括细胞外基质和几种生长因子)的调控,因此联合使用生长因子对于加快骨的愈合过程具有很大的潜力。在生理条件下,这些生长因子先后参与骨的修复过程。为此,我们利用小鼠模型来进行初步的体内研究。60只小鼠每只将接受4种植入物(两种对照及两种样品),这些植入物将被直接放置于颅盖及异常位置。将植入物置于颅盖及异常位置是十分重要的,这是由于动物前部骨骼要比后部骨骼更容易愈合。据了解,小鼠骨的愈合速度要远远超过人骨的愈合速度,因此在小鼠模型的两处部位进行植入对于检测不同药物传递系统对骨形成的诱导作用是十分有利的。我们将不含生长因子的复合材料作为对照。对20只小鼠只使用重组人BMP-2;对20只小鼠联合使用重组人BMP-2与重组人TGF-β,其中重组人BMP-2首先释放;其余20只小鼠也联合使用上述两种药物,但重组人TGF-β首先释放。对于只使用重组人BMP-2的小鼠,每个植入物所含有的重组人BMP-2的量为21μg;而对于其他小鼠,根据以前的研究结果,每个植入物含有21μg的重组人BMP-2及2μg的TGF-β。对于所有60只小鼠,分别在植入后1、2、21及42天时处死,即每个时间点取5只小鼠用于研究。对植入物及周围组织进行取材,并于10%中性福尔马林溶液中固定。固定后,利用计算机辅助的显微断层成像技术(microCT)对样品进行分析以评估新生骨的数量、高度、体积、骨密度及植入物附近新生骨的微结构,所用分辨率为12μm(μCT40,SCANCOxa0Medicalxa0AG,巴塞多夫,瑞士)。对于本发明的大多数试验,采用因子设计对各因素(材料、设计方式、加工方法、系统的热力学变量)进行评价,并用单因素方差分析(ANOVA)及多元线性模型进行分析。本发明的许多特征及优点在详细的说明书中是显而易见的,因此所附权利要求意在覆盖所有落在本发明真正主旨和范围内的特征及优点。另外,由于熟悉本领域的技术人员能够很容易地对本发明做出修改和变动,因此本发明并不仅限于本发明所说明和描述的具体组成方式和操作过程,所有对本发明进行的适当修改及其等价物都可被归为本发明范围之内。