本發(fā)明屬于骨科植入物材料領(lǐng)域，具體涉及一種聚乳酸/納米β-磷酸三鈣復(fù)合多孔支架及其制備方法。

背景技術(shù)：

創(chuàng)傷、腫瘤、感染及先天畸形等造成的骨缺損修復(fù)是骨科臨床的難題。目前使用的自體骨、同種異體骨及異種骨臨床使用均有一定的局限性。材料科學(xué)的發(fā)展為骨缺損修復(fù)開辟了新途徑。

聚乳酸(PLA)是生物材料研究中最常用的可降解材料，代謝最終產(chǎn)物是水和二氧化碳，均可被機體吸收代謝，具有良好的生物相容性和力學(xué)強度，目前已被美國食品藥品管理局(FDA)批準可用作醫(yī)用手術(shù)縫合線和注射用微膠囊、微球及埋植劑的合成高分子材料。然而由于PLA不具備骨傳導(dǎo)和骨誘導(dǎo)能力，限制了其在骨缺損修復(fù)中的應(yīng)用。

β-磷酸三鈣(β-TCP)具有良好的生物相容性和骨傳導(dǎo)性，作為生物降解材料被制成人工骨材料，廣泛應(yīng)用于各種骨缺損修復(fù)。然而，目前臨床上的β-TCP產(chǎn)品單獨使用時，尚存在降解速度與骨生長不匹配、脆性大及彈性模量不足等急需改進的問題。

單一有機材料或無機材料均難以滿足骨缺損修復(fù)材料的理想要求，PLA與β-TCP的復(fù)合材料的研制成為熱點。在PLA中加入β-TCP中，有助于防止因PLA的降解產(chǎn)物導(dǎo)致的無菌性炎癥，并提高了成骨活性。通過將PLA與合適比例的納米級β-TCP復(fù)合，制成無機-有機納米復(fù)合材料，可用來制備復(fù)合材料的多孔支架，以減慢TCP材料降解速度，降低無機材料TCP的脆性，提高復(fù)合材料的彈性模量，顯示出良好的臨床應(yīng)用前景。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的是為臨床骨缺損修復(fù)研制一種具有合適的孔徑、孔隙率、力學(xué)性能以及骨傳導(dǎo)性的PLA與β-TCP復(fù)合材料多孔支架。

為實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明提供了一種聚乳酸/納米β-磷酸三鈣復(fù)合多孔支架的制備方法，包括以下步驟：

1)通過高能球磨法將微米級β-TCP顆粒加工成納米級β-TCP顆粒；

2)稱取一定量的PLA溶于二氧六環(huán)中配成PLA溶液，另稱取制得的納米級β-TCP顆粒加入PLA溶液中，超聲分散攪拌均勻；

3)將溶液倒入特制聚四氟乙烯模具中后，液氮淬冷；

4)置于-20～-40℃的低溫冰箱中冷凍20～28小時，再置入-60～-50℃冷凍干燥器中干燥；

5)從模具中取出、洗凈、常溫干燥后得到PLA/納米β-TCP復(fù)合多孔支架。

其中，所述微米級β-TCP顆粒的粒徑范圍為75-100μm，所述納米級β-TCP顆粒的粒徑范圍為20-160nm。

優(yōu)選地，步驟1)的高能球磨法的具體操作步驟包括：

①準備符合外科植入物用β-TCP標(biāo)準的微米級β-TCP顆粒作為原料；

②將微米級β-TCP顆粒分散在一縮二乙二醇中，以氧化鋯珠為球磨介質(zhì)進行高速球磨，直至微米級β-TCP顆粒細化為納米級顆粒；

③離心，去除一縮二乙二醇；

④用二氯甲烷漂洗后真空干燥。

進一步優(yōu)選地，步驟②中高速球磨的轉(zhuǎn)速為1600-2000r/min，最佳為1800r/min；高速球磨的時間為8-16小時，最佳為12小時。

進一步優(yōu)選地，步驟③中離心的轉(zhuǎn)速為1000-1400r/min，最佳為1200r/min，時長為12-18min，最佳為15min。

優(yōu)選地，步驟2)中所述PLA溶液的濃度為1.2～1.8wt％，超聲分散時間為30～50分鐘；加入納米級β-TCP顆粒后，溶液中納米級β-TCP顆粒與PLA的質(zhì)量比為1:1-1:9，最佳地，所述納米級β-TCP顆粒與PLA的質(zhì)量比為3:7。

優(yōu)選地，步驟4)中冷凍干燥器中的干燥時間為20～28小時。

優(yōu)選地，步驟5)中洗凈采用蒸餾水洗凈。

本發(fā)明采用溶液冷凍干燥的方法直接制備多孔材料，不需添加致孔劑，安全可靠，在加工過程中不易混入雜質(zhì)。

通過本發(fā)明的方法制備的聚乳酸/納米β-磷酸三鈣復(fù)合多孔支架具有合適的孔徑、孔隙率和力學(xué)性能，且自身具備可降解性，同時由于β-TCP的附著，具有良好的骨傳導(dǎo)性，有利于骨缺損的修復(fù)，在PLA為基質(zhì)加入β-TCP顆粒，既有助于防止因PLA降解引起的無菌性炎癥，又提高了多孔支架的成骨活性。

在骨科創(chuàng)傷、腫瘤、感染及先天畸形手術(shù)實施中，可將本發(fā)明制備的聚乳酸/納米β-磷酸三鈣復(fù)合多孔支架材料填入骨缺損部位。

以下將結(jié)合附圖對本發(fā)明的構(gòu)思、具體結(jié)構(gòu)及產(chǎn)生的技術(shù)效果作進一步說明，以充分地了解本發(fā)明的目的、特征和效果。

附圖說明

圖1是透射電鏡中觀察到的制備的納米級β-TCP顆粒；

圖2是動態(tài)光散射測得的納米級β-TCP粒徑分布；

圖3是透射電鏡中觀察到的不同粒徑β-TCP顆粒和不同納米β-TCP含量復(fù)合多孔支架的孔徑；

圖4是不同粒徑β-TCP顆粒和不同納米β-TCP含量復(fù)合多孔支架的孔隙率隨降解變化的統(tǒng)計圖；

圖5是不同粒徑β-TCP顆粒和不同納米β-TCP含量復(fù)合多孔支架的壓縮強度隨降解變化的統(tǒng)計圖；

圖6是不同粒徑β-TCP顆粒和不同納米β-TCP含量復(fù)合多孔支架載rhBMP-2后植入兔背部肌肉內(nèi)后分別在2、4、8周觀察到的組織切片圖；

圖7是不同粒徑β-TCP顆粒和不同納米β-TCP含量復(fù)合多孔支架載rhBMP-2后植入兔背部肌肉內(nèi)后分別在第4和8周的成骨面積的統(tǒng)計圖。

具體實施方式

實施例1納米級β-磷酸三鈣的制備

1)準備符合外科植入物用β-TCP標(biāo)準的微米級β-TCP顆粒作為原料；

2)將微米級β-TCP顆粒分散在一縮二乙二醇分散液中，以氧化鋯珠為球磨介質(zhì)，以1800r/min的轉(zhuǎn)速連續(xù)球磨12小時；

3)離心，去除一縮二乙二醇分散液；

4)用二氯甲烷漂洗后真空干燥，然后保存。

實施例2透射電鏡和動態(tài)光散射分析驗證

通過H-7000透射電鏡觀察實施例1制得的β-TCP顆粒粒徑，采用的加速電壓為75KV。通過動態(tài)光散射測試所制得的β-TCP顆粒粒徑。Zetasizer Nano-ZS型電位及粒度測定儀測定聚合物藥物的粒徑和Zeta電勢。粒徑測定參數(shù)：He-Ne激光(波長635nm)，折光率和粘度分別為n＝1.333和η＝0.933cp，測定溫度25℃。電勢測定參數(shù)：He-Ne激光(波長635nm)，散射角θ＝14°，測定溫度25℃。

通過TEM觀察制備的納米級β-TCP顆粒，顆粒呈不規(guī)則形態(tài)，粒徑范圍為20-160nm(如圖1A，B)。通過動態(tài)光散射觀察發(fā)現(xiàn)制備的納米級β-TCP顆粒在液體中粒徑均勻分布，平均粒徑為125nm(如圖2)。

實施例3聚乳酸/納米β-磷酸三鈣復(fù)合多孔支架的制備

1)精密稱取一定量的PLA溶于二氧六環(huán)中，配成1.5wt％的PLA溶液，另分別根據(jù)PLA質(zhì)量稱量1:9、3:7及5:5質(zhì)量比(PLA：納米級β-TCP)的納米級β-TCP顆粒，同法稱量3：7質(zhì)量比(PLA：微米級β-TCP)的微米級β-TCP顆粒，分別加入已配比的PLA溶液中，低速攪拌混勻一分鐘，使其混合均勻，超聲分散40分鐘，攪拌均勻；

2)將溶液倒入特制聚四氟乙烯模具(底面直徑11mm，高度22mm)后液氮淬冷；

3)將步驟2)淬冷后的聚四氟乙烯模具置于-30℃的低溫冰箱中冷凍24小時，再置入-55℃冷凍干燥器中干燥1天；

4)從模具中取出放入燒杯中，用蒸餾水洗凈后，常溫干燥得到PLA多孔支架，納米β-TCP含量分別為10wt％、30wt％、50wt％的PLA/納米β-TCP復(fù)合多孔支架，及含30wt％微米級β-TCP顆粒的PLA復(fù)合多孔支架。

實施例4不同粒徑β-TCP顆粒和不同納米β-TCP含量復(fù)合多孔支架的孔徑，以及在PBS溶液中降解8周、26周的電鏡觀察測定

觀察結(jié)果如圖3所示，圖中PLA表示純PLA組，PLA/10nmβ-TCP表示納米β-TCP含量為10wt％組，PLA/30μmβ-TCP表示微米β-TCP含量為30wt％組，以此類推，圖中的標(biāo)尺為300μm。從圖中可知降解前各組支架孔徑形態(tài)均一，純PLA多孔支架孔壁光滑，而復(fù)合材料組孔壁則有β-TCP附著。降解前8周各組多孔支架孔形態(tài)均無明顯變化，而在26周時部分支架孔壁降解，小孔徑孔壁融合形成大孔。PLA/50nmβ-TCP組多孔支架降解最為明顯，其次為PLA/30nmβ-TCP組和PLA/10nmβ-TCP組。此外PLA/30nmβ-TCP多孔支架降解快于PLA/10μmβ-TCP組。

實施例5不同粒徑β-TCP顆粒和不同納米β-TCP含量復(fù)合多孔支架在PBS溶液中降解26周的孔隙率變化測定

測定結(jié)果如圖4所示，降解前所有組的多孔支架的孔隙率無明顯差異，均在73～74％，β-TCP含量不影響支架的孔隙率。降解過程中各組支架孔隙率都呈增加趨勢，而7周后PLA/50nmβ-TCP組孔隙率增加最為顯著，明顯快于PLA/10nmβ-TCP組多孔支架和PLA/30nmβ-TCP組多孔支架。在26周降解過程中PLA/30nmβ-TCP組和PLA/30μmβ-TCP組多孔支架孔隙率無明顯差異。

實施例6不同粒徑β-TCP顆粒和不同納米β-TCP含量復(fù)合多孔支架的壓縮強度隨降解時間的變化測定

測定結(jié)果如圖5所示，在26周降解過程中，各組支架的壓縮強度均呈下降趨勢，納米級β-TCP含量直接影響支架的初始力學(xué)性能。其中PLA/30nmβ-TCP組多孔支架在降解16周后壓縮強度仍接近1.0MPa，而降解過程中PLA/30nmβ-TCP組多孔支架和PLA/30μmβ-TCP多孔支架的壓縮強度并無顯著差異。

實施例7不同粒徑β-TCP顆粒和不同納米β-TCP含量復(fù)合多孔支架的成骨活性測定

分別將以上5種多孔支架載rhBMP-2后植入兔背部肌肉內(nèi)，分別于術(shù)后2、4、8周取出植入的多孔支架用于組織學(xué)觀察(HE染色、骨鈣素免疫組化)，結(jié)果如圖6所示，30wt％和50wt％納米β-TCP組的成骨效率最高。

然后還統(tǒng)計分析了成骨面積，結(jié)果如圖7所示(a、b、c、d分別表示成骨面積大小與PLA組、PLA/10nmβ-TCP組、PLA/30μmβ-TCP組、PLA/30nmβ-TCP組多孔材料差異有統(tǒng)計學(xué)意義)，第4周取出的各組支架均可觀察到一定數(shù)量新骨生成，其中PLA/30μmβ-TCP組、PLA/30nmβ-TCP組和PLA/50nmβ-TCP組新生骨量顯著多于純PLA支架組和PLA/10nmβ-TCP支架組。第8周時，PLA/30nmβ-TCP支架成骨面積約為32.4±1.6％，顯著高于PLA/30μmβ-TCP多孔支架組(24.3±0.5％)、PLA/10nmβ-TCP多孔支架組(21.3±1.2％)和純PLA支架組(9.2±1.1％)(p<0.05)，而PLA/30nmβ-TCP多孔支架組與PLA/50nmβ-TCP(33.2±1.5)多孔支架組成骨面積差異無統(tǒng)計學(xué)意義。

以上詳細描述了本發(fā)明的較佳具體實施例。應(yīng)當(dāng)理解，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員無需創(chuàng)造性勞動就可以根據(jù)本發(fā)明的構(gòu)思作出諸多修改和變化。因此，凡本技術(shù)領(lǐng)域中技術(shù)人員依本發(fā)明的構(gòu)思在現(xiàn)有技術(shù)的基礎(chǔ)上通過邏輯分析、推理或者有限的實驗可以得到的技術(shù)方案，皆應(yīng)在由權(quán)利要求書所確定的保護范圍內(nèi)。