專利名稱：：磷酸鈣聚合物復合材料及其制備方法
技術(shù)領域：
：本發(fā)明所涉及的
技術(shù)領域：
為骨替代生物材料，特別是用于骨替代的礦物/聚合物復合材料。
背景技術(shù)：
：在美國，有超過1000萬人身上至少攜帶了一個較大的植入式醫(yī)療器件。其中，罹患骨折及骨損傷的人占很大比例。全美每年有130多萬人接受骨修復治療。一般來說，在分娩后，人的骨組織即具有自我修復的能力。然而，在復雜骨折、外傷、骨腫瘤、先天性骨缺陷或脊柱融合術(shù)等嚴重的病理條件下，受損骨將不會自行愈合和再生。自體移植術(shù)可用于受損骨的修復，長期以來，該方法也一直被認為是骨移植修復術(shù)中的金標準。但同時它也存在一些問題，如來源有限，而且在獲取自體移植物時容易引起并發(fā)癥。而/人組織庫獲取的同種異體骨也由于具有遺傳差異而可導致免疫反應的產(chǎn)生，同時還會有帶來傳染性疾病的風險。為此，人們已經(jīng)開發(fā)了多種合成材料，來用于骨修復治療。自人們發(fā)現(xiàn)骨形態(tài)發(fā)生蛋白(BMPs)具有成骨誘導活性以來，這些蛋白已經(jīng)用于骨修復治療并大大加快了整個骨修復過程。人們對某些骨形態(tài)發(fā)生蛋白，如BMP-2等，進行了深入研究，同時這些蛋白作為治療藥物也受到了人們的關(guān)注。在體內(nèi)，BMP-2刺激間充質(zhì)干細胞向成骨細胞分化，4吏能形成骨骼的分化的成骨細胞數(shù)目增加，從而誘導骨形成。在骨愈合過程中，骨形態(tài)發(fā)生蛋白對刺激成骨細胞分化也具有重要作用。最近，美國、歐洲、加拿大和澳大利亞的監(jiān)管機構(gòu)已經(jīng)批準了一批含有BMP-2和BMP-7的裝置作為骨移植替代物用于長骨骨折及脊柱推間融合治療。盡管BMP-2具有強大的骨誘導活性，但目前還沒有合適的傳遞系統(tǒng)，這也限制了其在臨床上的應用。對于一種有效的BMP-2傳遞系統(tǒng)，我們要求其能在缺損部位以適當?shù)膭┝砍掷m(xù)釋放BMP-2蛋白。體外和體內(nèi)研究表明，BMP-2的劑量對細胞活性及骨形成速率均有影響。BMP-2釋放的時間越長，體外細胞所表現(xiàn)的成骨細胞性狀就越好，而在體內(nèi)形成的骨也越多。因此，現(xiàn)在迫切需要開發(fā)一種合成載體，這種載體的初始結(jié)構(gòu)完整程度較高，并且能夠持續(xù)釋放一種或多種骨再生誘導物質(zhì)；同時，這種合成載體可被人體緩慢吸收，無需二次手術(shù)取出，而且可與醫(yī)療器件結(jié)合使用，并具有巨大的臨床應用價值。金屬材料由于自身力學強度高而被廣泛使用。然而，金屬植入物的高強度通常降低了植入物周圍的應力(應力遮擋效應)，繼而使毗連骨的強度降低。此外，金屬植入物會釋放出金屬離子，可引起不良的組織反應。金屬制成的骨固定裝置還存在一些眾所周知的問題，如在植入部位可產(chǎn)生應力遮擋效應以及需要二次手術(shù)取出等。因此，人們開發(fā)了可吸收的骨固定植入裝置，該裝置不僅能夠提供骨愈合所需要的支撐強度，還具有生物降解性，最終可被骨組織替換。設計此類骨固定裝置必須考慮以下幾個因素，即裝置的拉伸與彎曲強度以及它們各自的彈性模量、生物相容性、支持新生骨生長的能力、三維結(jié)構(gòu)與密度以及孔隙率和降解速率等。天然骨的彎曲模量約為330MPa,而能夠用于臨床的理想骨固定裝置，其彎曲模量也應達到或接近這一數(shù)值。這一設想已經(jīng)得到了人們的普遍認可，但還沒有被成功地付諸于實踐。目前，骨固定裝置由可吸收的聚合物材料和/或礦物材料制成，且多由上述兩者復合而成。礦物材料大多為磷酸鉤類化合物，可吸收的聚合物材料大多為合成的脂肪族聚酯、聚醚、聚碳酸酯或它們的混和物?？晌盏木酆衔锊牧献陨泶嬖诘膯栴}是，在非纖維形態(tài)下，力學強度較低；制成可吸收的纖維材料后，抗拉強度盡管得以明顯改善，但彎曲模量較低。而磷酸鈣類材料存在的問題則是，自身硬度雖然很高，但較脆。故此，在目前可吸收的骨固定裝置中，尚缺乏將這兩類材料正確組合的裝置。對于聚合物類植入物，與金屬植入物相比，它與骨組織的接觸界面在生理負荷下具有更高的穩(wěn)定性。另外，某些聚合物材料在體內(nèi)具有生物降解性，可逐步被生長的組織替代，這是一種最佳的缺損修復手段。但不幸的是，聚合物材料的力學性能相對較差，從而極大地限制了它們的許多應用。另外，幾乎所有的聚合物材料都是生物惰性的，均不具有骨誘導活性，最終難以形成連續(xù)的修復面，這也是聚合物材料的第二個缺點。為了使聚合物材料具有骨誘導活性，人們將一種生物活性陶瓷材料一一磷酸鈣一_添加到聚合物基質(zhì)中，最終得到磷酸鈣增強的聚合物復合材料。這類復合材料中的大多數(shù)與單純聚合物材料一樣，力學強度仍較低。因此，人們迫切需要開發(fā)新的磷酸鈣增強的聚合物復合材料，這類新型復合材料應具有足夠的力學強度，用來制備具有足夠支撐強度的骨植入物。對于具有合適的力學性能及生物相容性的磷酸鈣(CaP)增強的聚合物復合材料，人們最初設想將其作為骨替代生物材料。按已經(jīng)公布的報導，在聚合物材料中摻入50%(質(zhì)量百分比)以上的CaP,就可使復合材料獲得足夠高的彈性模量。然而不幸的是，這類復合材料在不同應用中缺乏足夠的韌性。有多種影響因素影響骨植入物的設計。從結(jié)構(gòu)上看，骨骼是一種納米碳酸化羥基磷灰石(磷酸鈣)增強的膠原纖維復合材料。磷酸鈣晶體以小板型骨針的形式嵌入膠原纖維基質(zhì)并沿膠原纖維排列。這些含有礦物質(zhì)的纖維排列成薄層狀板并圍繞圓柱形骨單位的主軸呈螺旋狀走向。骨中礦物質(zhì)的優(yōu)選取向及其與膠原纖維的界面結(jié)合對于骨的總體力學性能起重要的決定作用。因此，盡管骨的剛性或平均彈性模量數(shù)值并不固定，但通常在330GPa之間。所以在設計骨植入修復裝置時，必須要考慮至少三個方面的問題骨與修復材料之間的性質(zhì)匹配程度，修復材料與骨之間的界面效應，以及修復材料與骨整合后在體內(nèi)的長期穩(wěn)定性。天然骨的發(fā)育和再生受到一系列生長因子的調(diào)控，因此，在骨形成和修復時，人們往往想為其提供多種外源性生長因子?，F(xiàn)在發(fā)現(xiàn)，聯(lián)用BMP-2和轉(zhuǎn)化生長因子-(3(TGF-(3)較兩者單用更能極大地促進骨的愈合。不幸的是，大多數(shù)藥物傳遞系統(tǒng)無法對多種生長因子的傳遞進行系統(tǒng)地控制。因此，如果設計一個能夠按順序傳遞生長因子的載體系統(tǒng)對于骨的形成和修復將十分有利。為了獲得最佳效果，最好的方法是模擬生理條件下生長因子的傳遞并以一種程序化的順序方式進行。因此，生長因子的類型及傳遞動力學，以及載體材料的類型對于任何骨修復治療的成功與否都起著決定性的作用。綜上所述，我們需要開發(fā)一種新型CaP增強的聚合物長絲復合材料，這種材料是生物可降解的，而且表面具有一層仿生涂層，從而使其具有較高的模量。此外，我們還需要開發(fā)一種新型鈣纖維聚合物復合材料，該復合材料的楊氏模量應與天然骨相當，并具有足夠的力學強度，在骨愈合過程可支撐適當負載；另外，該材料應具有極佳的生物相容性，并具有藥物控釋能力及良好的骨傳導性能和骨誘導活性，從而可以促進骨的形成和向內(nèi)生長；同時還應具有合適的降解速率，在長期修復過程中可逐漸被天然骨取代。除了上述兩種材料外，一種具有鈣礦物質(zhì)涂層的生物可降解紗線復合材料也亟需開發(fā)。
發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明在很大程度上滿足前述之需要，其中本發(fā)明的一個實施方式提供了一種新型骨修復合成復合材料，該材料在骨愈合過程中具有足夠的力學強度，并能在局部長期釋放多于一種的生長因子。新型磷酸鈣/聚合物纖維復合材料由多種具有不同降解速率的組份構(gòu)成，諸如聚合物纖維、磷酸鈣及低熔點聚合物涂層材料等，所有這些組份均可作為藥物載體材料。包括聚-L-乳酸(PLLA)、聚乙醇酸(PGA)、聚二li噁烷酮(PDO)和/或腸線的所述生物降解聚合物纖維，被涂敷一薄層的磷酸鈣。然后用本發(fā)明一實施方式所述的方法，將上述纖維編織加工成縫線，并在縫線表面涂敷一層可生物降解的低熔點聚合物材料。在本發(fā)明一實施方式中，處理后的縫線經(jīng)壓模成型得棒狀復合材料；此外，該縫線經(jīng)梭織或針織后，也可做成片狀復合材料。利用上述獨特的設計和加工流程制得的復合材料可用作復雜的藥物傳遞系統(tǒng)。該藥物傳遞系統(tǒng)被設計為能夠釋放多種藥物，這些藥物適用于多種骨修復過程，如長骨修復、脊柱融合術(shù)、胸骨閉合術(shù)及頜面部固定等；而對于抗生素等其他藥物，該藥物傳遞系統(tǒng)也同樣適用。根據(jù)本發(fā)明的一個實施方式，本發(fā)明提供了一種骨修復復合材料。該骨修復復合材料包括纖芯和外鞘。纖芯為第一基本單元，包括具有磷酸鈣化合物涂層的第一套紗線。第一套紗線由一種或多種聚合物制成，此類聚合物為第一組聚合物。外鞘為第二基本單元，包括第二套紗線的組合。第二套紗線由一種或多種聚合物制成，此類聚合物為第二組聚合物。該骨修復復合材料通過用外鞘包覆著纖芯制得，并將該復合材料壓模成型使外鞘與纖芯結(jié)合。該骨修復復合材料的彎曲模量與哺乳動物的骨骼相當；其中纖芯與外鞘的比例可提供為使其力學強度達到最大，以模擬哺乳動物骨骼的力學強度。該骨修復復合材料的彎曲模量至少為3GPa,其中該骨修復復合材料的彎曲模量與皮質(zhì)骨類似。其纖芯有一涂層，涂層材料為低熔點聚合物、共聚聚合物、共混聚合物或聚合物的混合物(如聚-s-己內(nèi)酯(PCL)和單硬脂酸甘油酯的混合物)及含有其他無機物或有機物的其他聚合物混合物。其中，共混的有機物可包括脂肪酸、脂肪酸鹽、透明質(zhì)酸以及在細胞外基質(zhì)中對羥基磷灰石(HA)結(jié)晶起重要作用的有機小分子的類似物。共混的無機物可包括氯化鈉、碳酸鈣及其他無機化合物。并且，該骨修復復合材料可在高溫下熱壓才莫成型，從而使低熔點聚合物熔化后可與高熔點聚合物材料結(jié)合。另外，利用溶劑也可使用溶劑對該材料進行冷壓模成型處理，其中溶劑汽化來熔化外鞘，從而使外鞘與纖芯結(jié)合。其中，溶劑選自由甲苯、二甲苯、乙酸乙酯和丙酮組成的組中。第二組聚合物包括低熔點聚合物或粘合聚合物。該骨修復12復合材料為單向或多向復合材料，還含有填充材料，該填充材料中包括藥物或生物活性劑等；其中，填充材料用作粘合材料或用于藥物釋放。該骨修復復合材料所用的聚合物選自由膠原、透明質(zhì)酸、纖維蛋白、殼聚糖、藻酸鹽、蠶絲、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-s-己內(nèi)酯(PCL)及其他聚合物組成的組中。所用磷酸《丐化合物涂層材料選自由離子摻雜磷灰石、磷酸鈣、碳羥基磷灰石、氟羥基磷灰石、氯羥基磷灰石、含硅幾基磚灰石、磷酸三鈣、磷酸四4丐、三斜磷鉤、磷酸氫鉤、二水合磷酸氫鈣、磷酸八鈣、單水合磷酸鈣、a-磷酸三鈣，(3-磷酸三鈣，無定形磷酸鈣、雙相磷酸鈣、磷酸四鈣、缺鈣型羥基磷灰石、沉淀型羥基磷灰石、氧磷灰石、硫酸鈣以及含鉤的磷酸鹽礦物所組成的組中。該磷酸4丐化合物涂層完全或部分沿聚合物晶體或纖維的軸向分布，并通過靜電配位或化學束綽的方式附著于聚合物材料表面。通過改變纖芯與外鞘的比例形成該骨修復復合材料。除均聚PCL本身、共聚PCL本身及其他材料與聚合物材料的共混物外，其他低熔點或易加工的聚合物材料也可用于制備該骨修復復合材料。根據(jù)本發(fā)明的另一實施方式，本發(fā)明還提供了一種制備骨修復合成復合材料的方法。該方法包括利用第一套紗線的多元組合制成內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)，以及利用第二套紗線的多元組合制成外鞘結(jié)構(gòu)。將內(nèi)部纖芯與外鞘按適當?shù)谋壤幙椩谝黄鹦纬梢环N二級結(jié)構(gòu)，以模擬哺乳動物骨骼的力學強度。第一套紗線由一組聚合物制成，所述內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)為第一基本結(jié)構(gòu)。該方法還包括用表面改性化學試劑處理第一套紗線，用礦物層涂覆第一套紗線。第二套紗線由該組聚合物制成，所述外鞘結(jié)構(gòu)為第二基本結(jié)構(gòu)。該方法還包括將內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)和外部鞘結(jié)構(gòu)切割成壓模模具的長度，將內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)和外部鞘結(jié)構(gòu)放入該壓模模具，使外部鞘結(jié)構(gòu)與內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)結(jié)合。該方法還包括用熔點低于內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)和外部鞘結(jié)構(gòu)的粘合材料涂敷前述之二級結(jié)構(gòu)，干燥該涂敷了的二級結(jié)構(gòu)，將其在高溫下壓模成型。該方法還包括用PCL;余Ji前述之二級結(jié)構(gòu)，干燥該涂敷了的二級結(jié)構(gòu)，使用汽化的溶劑將PCL熔化，將該涂敷了的二級結(jié)構(gòu)壓模成型。該方法還可包括結(jié)合溶劑使用高溫。在拉擠工藝中使用溶劑，能夠使復合材料中磷酸釣類礦物的濃度提高，使材料的模量達到理想水平。內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)由多股紗線集合而成；巻起一個網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)而形成，該網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)是針織的、梭織的、無紡的、編織的、疊層的、植絨、縮絨的；或?qū)⑸鲜龆喙杉喚€與網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)一起巻起而形成。利用粘合材料使多股二級結(jié)構(gòu)單元或基本結(jié)構(gòu)單元結(jié)合在一起，形成所需形狀的三級結(jié)構(gòu)單元。所述內(nèi)部纖芯設計為在縱向和橫向上均有利于水及細胞的通透。其縱向通透通過纖芯的通透時間、降解和/或溶解來控制；而其橫向通透能力則由編織密度、涂層或粘合材料的粘合劑來控制。表面改性化學試劑為堿、酸、氧化劑、離子化合物或靜電材料。該復合材料中所用的聚合物材料選自由膠原蛋白、透明質(zhì)酸、纖維蛋白、殼聚糖、藻酸鹽、蠶絲、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-s-己內(nèi)酯(PCL)及其他聚合物材料組成的組中；所用礦物涂層材料選自由離子摻雜磷灰石、磷酸《丐、碳羥基磷灰石、氟羥基磷灰石、氯羥基磷灰石、含硅羥基磷灰石、磷酸二氫鈣、一水合磷酸二氫鈣、無定形磷酸鈣、雙相磷酸鈣、缺甸型羥基磷灰石、羥基磷灰石沉淀、氧磷灰石、類骨磷灰石、磷酸三鈣、磷酸四鈣、三斜磷4丐、磷酸氫鈣、二水合磷酸氫釣、磷酸八4丐、a-石岸酸三鉤、(3-磷酸三釣、石危酸4丐以及其他含鈣的磷酸鹽礦物所組成的組中。使用磷酸鈣顆粒在溶劑或聚合物溶液中的懸液，利用浸漬涂布或壓模涂布的方法，將上述礦物涂層通過流體力學的方式排列/包被或無規(guī)則涂敷到聚合物纖維表面。用交替浸泡技術(shù)、模擬體液技術(shù)、過飽和磷酸鈣溶液法，浸漬涂層法，溶膠-凝膠涂層法、電泳法，電化學涂層法、擠壓涂層法、拉擠涂層法或涂刷涂層法來涂敷上述礦物。按本發(fā)明又一實施方式所述，本發(fā)明還提供了一種制備磷酸4弓增強的復合紗線材料的方法。該方法包括對未拉伸紗線進行表面化學處理。用磷酸4丐溶液包被未拉伸的紗線以形成磷酸4丐顆粒，這樣磷酸4丐顆粒錨定于紗線上形成包被了的未拉伸紗線。拉伸上述包被了的未拉伸紗線形成包被了的拉伸紗14線，這樣涂層中磷酸鈣顆粒以使磷酸鈣增強型復合材料的結(jié)構(gòu)與骨結(jié)構(gòu)類似的方式取向。表面改性所用化學試劑可為堿的、酸的、氧化的、離子的或靜電的化學試劑。利用磷酸4丐顆粒在溶劑或聚合物溶液中的懸液，采用浸漬涂布或壓模涂布未拉伸紗線的方法可使磷酸鈣顆粒以流體動力學的方式排列/包被于未拉伸紗線表面。磷酸4丐顆粒的包被可以使用交替浸泡技術(shù)、模擬體液技術(shù)、過飽和磷酸鉤溶液法、浸漬涂層法，溶膠-凝膠涂層法、電泳或電化學涂層法、擠壓涂層法、拉擠涂層法或涂刷涂層法。上述未拉伸紗線的包被程度可大可小。該方法還包括對已包被的拉伸紗線再涂敷一層或多層磷酸鉤，以及用骨生長促進劑處理包被的拉伸紗線。所用的磷酸鈣溶液可以是漿體形式，其中沉淀的磷酸鈣化合物被涂敷于未拉伸紗線表面。本說明書已對本發(fā)明某些實施方式所做之寬泛概述，使本發(fā)明的具體實施方式更便于理解，并使本發(fā)明對現(xiàn)有技術(shù)的貢獻更得以認可。當然，本發(fā)明還可包含將于下文進行描述的另外的實施方式，同時其也成為所附權(quán)利要求書的主題。在這點上，在對本發(fā)明至少一個實施方式作出詳細解釋之前，必須清楚本發(fā)明并不限于本申請中所列出的組成細節(jié)，也不限于后面的說明書或附圖中列出的組成要素的排布。除所述實施例外，本發(fā)明還能產(chǎn)生其他實施例，并可通過多種實施方式實施和實現(xiàn)。此外，必須清楚本發(fā)明中所用的措辭、術(shù)語以及摘要，均為說明之目的，不應視為限制。所以，本領域技術(shù)人員會認識到，可以很容易地利用本發(fā)明公開的內(nèi)容所基于的構(gòu)思，并以此為基礎設計其他結(jié)構(gòu)、方法或系統(tǒng)以實現(xiàn)本發(fā)明的幾個目的。因此，在不背離本發(fā)明的精神和范圍的情況下，應認為權(quán)利要求書包括這些等同構(gòu)造。圖1為在37。C和50。C條件下比較PLLA縫線在pH7.4的緩沖液中其抗拉強度的保留百分率的曲線圖。圖2為在50。C條件下，PLLA紗線在pH值7.4的緩沖溶液中其抗拉強度的相對保留百分率的曲線圖。圖3圖示了按本發(fā)明實施方式所述方法，用1NNaOH水解PLA紗線一分鐘，水解前(圖3(a))及水解一分鐘后(圖3(b))的紗線。圖4圖示了隨重復循環(huán)的增加及沉積時間的延長，紗線表面CaP的沉積量。圖5圖示了用本發(fā)明的一個實施方式所述之循環(huán)浸漬工藝，在第一(圖5a)、第三(圖5b)、第五(圖5c)及第六個循環(huán)(圖5d)后，CaP在PLA紗線表面沉積過程的ESEM圖像。圖6所示為按本發(fā)明一個實施方式所述之循環(huán)浸漬工藝，在第六個循環(huán)后，三斜磷《丐(CaHP04)沉積的X射線衍射結(jié)果。圖7(a)、圖7(b)、圖7(c)、圖7(d)及圖7(e)所示為按本發(fā)明一個實施方式所述之循環(huán)浸漬工藝處理后的PLA膜的ESEM圖4象。圖8為按本發(fā)明一實施方式所述，CaP在水解后聚酯紗線表面的成核及晶體生長機制的示意圖。圖9為按本發(fā)明實施例之一所述，在不同條件下制備的復合材料的拉伸應力-應變曲線。圖10(a)和(b)為按本發(fā)明一實施方式所述，在不同條件下制備的復合材料的彎曲性能的力學測試結(jié)果。圖11所示為對涂敷羥基磷灰石前后的PLLA單根可拉伸纖維進行蝕刻處理，蝕刻時間對纖維楊氏模量的影響作用。圖12為說明鞋基磷灰石涂層對未排列纖維的剛化效應的曲線圖。圖13說明了對涂敷羥基磷灰石前后的PLLA單根可拉伸纖維進行蝕刻處理，蝕刻時間對纖維拉伸應力的影響。處理條件[NaClO]=0.05M,25.0±0.2。C。涂敷條件3xSBF，60。C，2h。圖14(a)和圖14(b)所示為經(jīng)堿處理的具有仿生涂層的拉伸了的紗線。16圖15(a)和圖15(b)所示為經(jīng)堿處理的未拉伸PLLA紗線用鞋基磷灰石仿生涂層之后，其拉伸前后的形態(tài)對比。圖16為按本發(fā)明一實施例所述新型復合材料制備的示意圖，其步驟如圖16(a)~(h)所示。圖17所示為按本發(fā)明一實施例所述的復合材料的組成結(jié)構(gòu)。圖18所示為純PCL、PCL-PLLA及PCL-HA-PLLA材料的楊氏才莫量和彎曲強度。圖19所示為用于骨修復復合材料的HA顆粒。圖20所示為骨修復復合材料的應力應變曲線。圖21所示為拉擠法制備復合材料時所用的設備。圖22所示為利用電紡法將二甲基甲酰胺溶液中的HA顆粒與PLLA纖維結(jié)合，HA顆粒在PLLA纖維內(nèi)部的排布。圖23所示為按本發(fā)明一實施方式的復合材料制備工藝的流程圖。圖24所示為按本發(fā)明中四個實施例的不同復合材料的組成結(jié)構(gòu)(a)~(d)。具體實施例方式循環(huán)沉積纟支術(shù)本發(fā)明將對照附圖進行詳細說明，其中相同的編號表示相同的組成部分。本發(fā)明一實施方式提供了一種利用磷酸鈣和可吸收纖維材料制備骨修復合成復合材料的方法。經(jīng)過幾次循環(huán)涂敷后，所需量的磷酸鉤涂層便可涂敷至纖維材料表面。接著，利用聚-s-己內(nèi)酯基質(zhì)將該纖維材料組裝成單向復合材料。此外，也可將生長因子整合至可吸收纖維材料內(nèi)部，可利用該纖維材料降解速率的不同來調(diào)控生長因子的釋放。引言天然骨具有復雜分級結(jié)構(gòu)的礦化膠原，這些礦化膠原由鞋基磷灰石[Cai。(P04)6(OH)2](磷酸鈣)在I型膠原蛋白基質(zhì)內(nèi)的有序沉積組成。最近，人們試圖制造新的功能材料并能模擬骨的這種分級結(jié)構(gòu)，但所用的化學反應復雜過程繁瑣。將磷酸鈣類化合物以鞋基磷灰石的形式涂敷至聚合物材料表面，不僅能提高材料的組織相容性，還可作為硬組織生長的基質(zhì)。本發(fā)明中，所使用的"鈣化合物"，"磷酸鈣化合物"，"磷酸4丐礦物化合物"或"磷酸釣"等術(shù)語可以是下列物質(zhì)的某一種或是其組合或復合形式，這些物質(zhì)包括(但不僅限于這些物質(zhì))離子摻雜磷灰石、磷酸釣、碳羥基磷灰石、氟羥基磷灰石、氯羥基磷灰石、含硅羥基磷灰石、磷酸二氫鈣、一水磷酸二氫鈣、無定形磷酸4丐、雙相磷酸鉤、缺朽型羥基磷灰石、氧磷灰石、羥基磷灰石沉淀、類骨磷灰石、磷酸三4弓、磷酸四鈣、三斜磷鈣、磷酸氫鈣、二水磷酸氫鈣、磷酸八鈣、a-,粦酸三4弓，(3-磷酸三4弓、硫酸鈣以或其他含有含鈣磷酸鹽的礦物。利用熔融擠壓法可將完全干燥的聚-L-乳酸(PLLA)樹脂制成PLLA紗線。通過改變紗線中單絲的數(shù)目及丹尼爾數(shù)可制得具有不同丹尼爾數(shù)的紗線。在紡絲溫度約24Q。C條件下，一次擠壓過程可將30根未拉伸的PLLA單絲收集于繞線筒上，并在約100。C~110。C條件下進行拉伸，拉伸后單絲的長度變?yōu)樵瓉淼奈灞?。上述單絲可制成120丹尼爾的紗線，紗線抗一立強度約為3.8~4.2克/丹尼爾(g.p.d)。拉伸可在一個或多個步驟中完成。PLLA紗線可直接通過最低強度增強過程來制備復合材料，也可間接通過編織法來制備復合材料。編織法會包含退火或熱拉伸過程，這些過程均能提高材料的強度和可吸收性。編織時，紗線可成束處理，或絞成股后再進行編織；可用套管使紗線位置固定，但不能影響紗線的涂敷過程。上述編織過程可通過一則實例加以說明，先將40才艮135丹尼爾的紗線絞成股，將其作為內(nèi)核在8錠編織機上用兩軸120丹尼爾的紗線進行繞織，編織機齒速比為82/72，最終可得每英寸綿數(shù)約為4~5的編織線。PLLA纖維其力學強度保留的特性非常適用于矯形外科。將完全加工后的PLLA編織線置于緩沖液中，在37。C條件下放置18個月，其抗4立強度18保留率約為50%~60%。在50。C條件下進行的體外加速試驗中，發(fā)現(xiàn)放置一周的效果近似于在37。C放置一個月(參見圖1)。當未經(jīng)加工的PLLA紗線于50。C條件下進行加速試驗測定時(參見圖2),八周后其力學強度的保留率約為50%~60%,這與37。C放置8個月后的結(jié)果近似。因此，根據(jù)PLLA紗線加工程度的不同，在放置818個月后，其抗拉強度仍能達到初始強度的50%~60%。CaP在聚合物支撐基質(zhì)材料上的成核及生長是制造復合材料過程中的一個關(guān)鍵步驟。當聚合物基質(zhì)材料浸入模擬體液(SBF)后，在其表面可產(chǎn)生一種仿生沉積過程。SBF中含有Na+、K+、Ca"或Mg"等離子，其離子濃度及pH值與人血漿接近，當它與材料表面接觸后，能使材料表面形成一層磷酸鈣。當然，其它涂敷方法如等離子噴涂及共沉淀等也可用來使材料表面產(chǎn)生磷酸鈣。然而，使用SBF對材料表面進行仿生涂層也有一個內(nèi)在的缺陷，即形成沉積的驅(qū)動力太小，大量磷酸鉤沉積的形成需要較長的時間(一般為幾天至幾個星期)。在本發(fā)明中，為了獲得高模量的復合材料，我們釆用循環(huán)浸漬工藝使聚合物纖維表面具有一層CaP涂層。這使得制備高力學性能復合材料的整個過程變得可控。在室溫條件下，利用循環(huán)浸漬工藝可使CaP在聚乳酸(PLA)纖維表面成核并長成晶體。聚合物材料表面的CaP沉積可利用重量測量法和環(huán)境掃描電鏡(ESEM)進行表征。上述結(jié)果對于從整體上理解組織中礦化的可能機制以及對于制備適用于組織工程的高模量復合材料來說是十分重要的。實施例全拉伸PLA紗線表面的CaP涂層可商購的聚乳酸(PLA)紗線(Mw121kDa,Tg55。C,Tm~175。C)購自德里福來克斯醫(yī)學公司(Teleflexmedicalincorporated),每才艮紗線約含30根單絲，單絲平均直徑為24.5|im。使用一臺定制的繞線速度和繞線張力可控的繞線機，將PLA紗線繞于一長方形框架上。在此過程中，操作須小心謹慎，避免框架上的線交錯重疊。在所有試驗中，所用的線性紡速為20cm/min,繞線張力約為6N。線繞好后，于25。C條件下將其置于1NNaOH溶液中浸泡l分鐘，對纖維表面進行皂化處理。浸泡后的紗線用蒸餾水漂洗后風干。皂化過程可用幾種方法進行纟企測。檢測方法之一是利用接觸角測量4義(Rame-hartModel100，美國)，采用液滴法測定處理后PLA膜的水^接觸角(前進接觸角)。制膜時，將PLA紗線溶于氯仿，于室溫流延，加液壓至100MPa以除去流延時形成的氣泡，繼而在150。C熱壓2min成膜(熱壓機型號2731,CarverLaboratoryPress,美國)。將所得PLA膜切成1cm2見方，于室溫下經(jīng)1NNaOH處理1分鐘，處理后的膜經(jīng)蒸餾水漂洗兩次后干燥。將5(il水滴至PLA膜(經(jīng)NaOH處理的和未經(jīng)NaOH處理的)表面，測量接觸角以確定樣本的浸潤性。所有測定過程均在室溫下進行，對于不同膜每個樣品重復測定5次。利用循環(huán)浸漬工藝可將CaP沉積于水解后的PLA紗線表面，工藝流程如下取IN硝酸鈣(純度99%,Sigma)溶液100ml和IN正磷酸銨(純度99%,Sigma)溶液164ml,加入氨水(Sigma,ACS試劑)，將兩種溶液的pH值調(diào)至12。后將兩種溶液置于室溫，同時劇烈攪拌。將水解后的紗線先浸入硝酸鈣溶液中，于室溫浸泡約0.5~1h,之后用蒸餾水攪動水洗并風干。攪動水洗的條件視紗線表面CaP沉積的量及結(jié)合情況而定，通常纟覺動轉(zhuǎn)速為80~800rpm,時間為0.5或lh。干燥后的紗線浸入磷酸銨溶液，浸入時間及后續(xù)的洗滌及干燥方式均與硝酸鈣溶液處理過程相同。每次浸漬后紗線的CaP沉積量通過重量測量法進行測定。上述循環(huán)浸漬過程重復6次，之后可觀察到有CaP沉積從PLA紗線上脫落。每次處理過程均采用新鮮的硝酸鈣和磷酸氫二銨溶液，以避免懸浮的CaP微粒在使用過的兩種溶液中形成沉積。復合材料的制備在制備復合材料時，將CaP包被的紗線用2%PCL溶液(Mw=43kDa)進行包被，并在真空中風干過^復以除去多余溶劑。4吏用熱壓機(CarverLaboratoryPress出品，Model2731,美國)將紗線壓牙莫成型，制得復合材泮+。在制備之初，將熱壓機中的平行壓板加熱至55。C并保溫30min。所用模具為定制的三開長方鋁模，該模具有6個槽，每槽大小為4cmx0.5cmx0.5cm。將包被了CaP和PCL的PLA紗線填入槽中，于55°C，150MPa液壓力下保溫2min。最后，保持壓力不變，待模具冷卻至室溫，將樣品自模具中取出。通常情況下，使用這種沖莫具加工所得樣品的尺寸為4cmx0.5cmx0.2cm,對于不同類型的復合材料其樣品厚度略有不同。PLA膜材料表面的CaP涂層將PLA紗線溶于氯仿，室溫流延后經(jīng)約150°C熱壓約2min，得0.5mm厚的光滑薄膜。所得PLA膜于1NNaOH中水解1min后，蒸餾水水洗^:次，風干。采用PLA紗線所用之循環(huán)浸漬工藝使CaP沉積于水解的PLA膜表面(參見說明書第12頁第3段)。PLA紗線及PLA膜材料的表征將得到的PLA紗線、上述壓制后的PLA膜、水解后PLA紗線、水解后PLA膜以及各次沉積循環(huán)后的材料表面噴金，并用20kV環(huán)境掃描電4竟(PhilipsESEM2020)進行觀察。同時將CaP包被的紗線用四氬呋喃(THF)溶解，并用乙醇反復洗滌殘渣，自殘渣中收集的CaP其X-射線衍射情況用X-射線衍射儀(BrtikerAXSD5005)進行測定，X射線衍射圖譜是以Cu-Kct發(fā)射源并經(jīng)Ni濾波的X-射線作為光源獲得的。數(shù)據(jù)采集時所用掃描速度為1.0。/min，步長為0.02。。復合材料的力學性能測試通過三點彎曲試驗(ASTMD790)測定制備的復合材料的彎曲沖莫量和斷裂時的抗彎強度。試驗在英斯特朗lnstron試驗機(型號1011，英斯特朗儀器公司，英國)上進行，所用載荷傳感器量程為50N,夾頭速度為1mm/min。樣品的長度與厚度之比為16。根據(jù)數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)采集的載荷和撓度數(shù)據(jù)計算材料的彎曲應力和應變。對于每種復合材料(見表2所列)，經(jīng)無重復三水平全因子試驗設計后，選擇6個樣品進行測定。結(jié)果與討i侖PLA紗線的水解將上述得到的PLA紗線置于1NNaOH溶液中浸泡1min，可使得紗線表面發(fā)生水解。我們估計是溶液中的氫氧根離子破壞了紗線表面的酯鍵，從而造成聚合物鏈斷裂并在兩個新鏈末端形成-COCT和-OH基團。圖3a與圖3b分別顯示了水解前后的PLA紗線。盡管在水解過程中PLA紗線仍能保持完整，4旦其平均纖維直徑略有下降，由24.58±0.82|am降至23.59±0.57pm(t=3.44,p=0.002),單絲表面也略顯粗糙[圖3b]。紗線直徑下降的原因可能是紗線近表面聚合物鏈上多處發(fā)生了水解，使聚合物分解成較小的易溶于該溶液的片段。在本試驗中，經(jīng)NaOH處理的PLA膜其接觸角由81.6°降至75.4。，表明膜的親水性增加；據(jù)我們所知，聚酯材料的表面水解可提高材料的親水性能，而且提示材料表面的羧基和羥基數(shù)量增加。以往研究表明，羧酸基團有助于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，因此粗糙表面相較于光滑表面更有利于CaP結(jié)晶的快速生長。然而，盡管加大NaOH的濃度或延長浸泡時間可提高PLA紗線的表面功能化程度，但可能會導致材料迅速降解或大量水解。PLA紗線上的CaP涂層我們在室溫條件下"f吏用循環(huán)浸漬纟支術(shù)時發(fā)現(xiàn)，CaP的凈沉積量隨浸潰次數(shù)以及浸漬時間的增加而增加。如圖4所示，CaP的沉積量隨浸漬時間而增加。在所有的循環(huán)中，浸漬1h后的CaP沉積量都要大于浸漬0.5h后CaP的沉積量。重量分析法表明，每次浸漬lh，經(jīng)6次循環(huán)后，沉積約35wt0/。的CaP。一項類似研究也利用循環(huán)浸漬法使磷酸鈣沉積于殼聚糖表面。在每次浸漬15min,重復浸漬15次后，57wt。/。的磷酸鈣得到沉積。在蒸餾水的攪動水洗過程中，當增加攪動速率后，CaP在PLA紗線表面的保留量隨之減少(戶=0.005)。具有CaP沉積的紗線經(jīng)過一個浸漬循環(huán)的處理，在攪動水洗階段，當攪動速率從100rmp增至800rmp并且延長攪動水洗時間后，CaP的凈沉積量隨之減少，結(jié)果如表l所示。表l<table>tableseeoriginaldocumentpage23</column></row><table>從表2可以觀察到復合材料模量的增加趨勢與CaP沉積量的增加趨勢基本一致。將復合材料連續(xù)浸漬6次，每次浸漬lh，可使材料具有7.9GPa的彎曲模量。該數(shù)值高于人皮質(zhì)骨彈性模量范圍(3~30GPa)的下限值。為了弄清復合材料折斷時所需的能量，我們通過三點彎曲試驗對復合材料的韌性進行了測定。在彎曲試驗過程中，所測樣品沒有發(fā)生脆性折斷，這表明該復合材料不僅具有高模量，而且具有良好的韌性。材料的韌性可通過計算應力應變曲線下面積獲得，單位為焦耳每立方米。在進行三點彎曲試驗時，我們使用了不同形狀、厚度和尺寸的材料，并使用了多種測試速度。此外，復合材料的韌性也可通過拉伸試驗進行測定。拉伸試驗的方法在ASTMD882標準的Al附錄中進行了描述。在每次浸漬時間為1h的條件下，我們通過環(huán)境掃描電鏡對PLA紗線表面CaP沉積的宏觀結(jié)構(gòu)進行了分析。與圖3b顯示的水解后普通紗線的光滑表面相比，沉積了CaP的紗線表面可清楚看到非均勻的CaP晶核(如圖5a所示)。隨著浸漬循環(huán)次數(shù)的增加，纖維表面的沉積也隨之增加，形態(tài)也逐漸改變(如圖5a圖5d所示)。這些定性結(jié)果也與紗線表面沉積的重量分析結(jié)果一致。從圖5可以看出，經(jīng)初次浸漬后，CaP并未在紗線整個表面上均勻包被。通過環(huán)境掃描電鏡對水解后紗線的整個表面隨機拍攝的照片，可以觀察到非均勻的CaP沉積。然而，在隨后的浸漬循環(huán)中，CaP沉積逐漸覆蓋了紗線表面的其他部分。經(jīng)第五次和第六次浸漬后，紗線表面被大量的CaP沉積完全覆蓋。經(jīng)水解處理的紗線其表面排列的羧基為Ca2+離子的附著提供了理想的位點，在該位點可形成CaP晶核。PLA紗線表面CaP沉積的物相通過XRD進行表征，XRD圖譜如圖6所示。通過對多個譜峰進行指認，我們觀察到CaP沉積的物相為三釗-石粦4丐(CaHP04),各鐠峰的29值分別為26。、32。和40。。26值為26。、31。、32。和33。的語峰分別被指認為三斜磷鈣的(002)、(211)、(112)和(300)晶面的衍射峰。以前的研究表明三斜磷鈣具有生物活性，可用作骨誘導礦物。循環(huán)浸漬法在PLA膜表面產(chǎn)生的CaP涂層CaP通過非均一的成核和生長過程，在水解后聚酯紗線表面形成沉積，為了闡明該現(xiàn)象，我們使用相同的循環(huán)浸漬方法使水解的PLA膜表面具有24CaP沉積。未經(jīng)水解的膜經(jīng)循環(huán)浸漬處理后表面未顯示成核跡象，而水解后的膜(圖7a)經(jīng)一次浸漬后就具有CaP晶核(圖7b)。在第二、第三和第四次浸漬循環(huán)中，CaP從最初的沉積部位迅速生長，這從圖中位于背景處的膜表面也能清楚看到。圖7d所示為具有磷酸鈣涂層的經(jīng)部分水解的PLA膜，從圖中可以清楚看到涂層區(qū)與非涂層區(qū)之間的差別。在PLA膜表面生成的CaP沉積其晶體形態(tài)如圖7e所示呈薄板樣，與使用SBF進行仿生處理后所形成的磷酸4丐沉積類似。在成核的起始階段，Ca"+與水解后PLA表面的羧基發(fā)生相互作用，通過離子交換可形成某種絡合物，如-<300—0&+--1^03-或-((300)2Ca2+。浸至磷酸銨溶液后，磷酸根則與紗線表面的《丐離子發(fā)生作用，如圖8所示。按本發(fā)明一個實施方式所述，水解后聚酯紗線表面CaP晶體成核及生長機制的示意圖如圖8所示。在圖8a中，聚酯表面經(jīng)水解使得羧基暴露并與表面的Na+結(jié)合。圖8b中，在經(jīng)硝酸鈣溶液中的首次浸漬處理中，Na+凈皮Ca"取代形成-(COO)2Ca，同時生成副產(chǎn)物-COOCa+NCV(反應式未給出)。圖8c所示為在首次浸漬過程中HPOZ與Ca^之間形成了鍵。對CaP晶核形成及生長過程進行分析對于弄清CaP在聚合物基質(zhì)上的形成條件甚為重要。由于在每次浸漬循環(huán)后基質(zhì)都要進行水洗，溶液中的成核過程可不予考慮。一般認為，非均勻成核在低度過飽和條件下占據(jù)主導地位。此外，當生長的晶核與材料表面發(fā)生相互作用時，與溶液環(huán)境中的小晶核相比，其作用時的凈界面能更低，使得非均勻成核過程在動力學及熱力學上有利。這也提示在沉積的初始階段，釣離子與材料表面的結(jié)合控制著整個沉積過程。水溶液中三斜磷4丐沉淀生成的總反應式可寫為Ca2++2NOJ+2NH:+HPO:——CaHP04(s)+2NHj+2N03-(l)我們將上述結(jié)杲與之前的研究報導進行了比較，之前的研究采用生物礦化的方法，將聚合物材料置于SBF中，浸漬長時間后形成CaP沉積。在SBF中，磷酸鈣在有機聚合物材料表面的成核誘導時間將近24小時，且與材料25的種類無關(guān)。對于生物活性玻璃來說，其釋放的可溶性硅酸鹽和鈣離子可誘導產(chǎn)生磷酸4丐晶核，繼而引發(fā)磷酸鉤沉積。在一個與我們所做工作類似的研究中，作者通過SBF法使磷酸鈣沉積于蠶絲纖維表面，據(jù)作者報導，活化的蠶絲浸漬在SBF中7天，可使蠶絲表面產(chǎn)生少量磷酸鈣沉積；而對于未活化的蠶絲表面，7天后則沒有任何沉積形成的跡象。在所有上述研究中SBF法產(chǎn)生的CaP沉積具有與骨相同的礦物組成和結(jié)構(gòu)(即羥基磷灰石)。然而，該法與循環(huán)浸漬技術(shù)相比，在材料表面生成CaP沉積所需的時間相對較多。復合材料的力學性能圖9所示為不同條件下制備的復合材料的拉伸應變力曲線。復合材料的彎曲性能如圖10所示。就力學性能來說，PLA-PCL-CaP復合材料與不含CaP涂層的復合材料相比，前者的彈性模量明顯大于后者，這表明沉積時間及循環(huán)次數(shù)對復合材料力學模量的成倍提高具有間接作用。表2所用符號表示了在不同浸漬時間及循環(huán)次數(shù)條件下制備的復合材料。在6次浸漬循環(huán)，每次浸漬時間為lh條件下制備的復合材料(l-h-6x),其模量值為7.9GPa;而在5次浸漬循環(huán)，每次浸漬時間為0.5h條件下制備的材料(0.5-h-5x),其模量值為3.9GPa。不過，在本項研究中，所有測試材料的模量數(shù)值為2.4~7.9GPa,已經(jīng)接近或超過了人體骨骼彎曲模量(330GPa)的下限值。一般來說，復合材料各組分的混和規(guī)律為估算復合材料的力學性能提供了最簡單的方法。對于彈性模量，通常使用基于等應變的并聯(lián)模型以及基于等應力假設的串聯(lián)模型進行估算。并聯(lián)模型(等式2)用于計算彈性模量的上限值五;，而串聯(lián)模型(等式3)用于計算下限值。(2)五。=肌(3)其中，^是填充材料在復合材料中的體積分數(shù)，五/和Em分別是復合材料26中填充材料與基體材料的模量。根據(jù)模型計算復合材料彈性模量的預測值，計算時將不含填充材料的純PLA-PCL復合材料的彈性模量作為￡w(在本研究中，PLA-PCL復合材料彈性模量的觀測值為2.45GPa),將CaP的彈性才莫量作為￡y(50GPa),PLA-PCL的密度為1.3，CaP的密度為3.16。結(jié)果正如我們所料，在本研究中，復合材料彈性模量的觀測值正好落入由并聯(lián)和串聯(lián)模型計算所得的上下邊界之內(nèi)。此外，在本研究中，我們制備的復合材料在屈服點時測得的彎曲模量和抗彎強度要明顯高于文獻報導的PLA-CaP復合材料。對于屈服點彎曲強度的增加，一個重要的作用因素在于與傳統(tǒng)的PLA-CaP復合材料相比，我們制備的復合材料中的PLA紗線結(jié)合有CaP微粒并呈單向排列?？梢灶A料，通過提高復合材料中CaP的含量，即可獲得高彈性模量。例如，計算結(jié)果表明復合材料的彈性模量范圍有可能達到10~15GPa,但這也取決于材料中各組成部分的水平。仿生涂層技術(shù)經(jīng)氫氧化鈉處理的拉伸PLLA紗線上形成磷酸釣涂層首先，將拉伸的PLLA紗線用氫氧化鈉進行處理。在室溫條件下，用1mol/L氬氧化鈉溶液及去離子水配制500ml所需濃度(0.100~1.00mol/L)的氫氧化鈉溶液。然后，在所需溫度下，將一定量的拉伸PLLA紗線置于配制好的氬氧化鈉溶液中浸泡一定時間(2~60min)。繼而將處理好的^立伸PLLA紗線從氳氧化鈉溶液中取出，用去離子水洗滌3~5遍后擦干，置于通風處過夜。拉伸PLLA紗線經(jīng)氫氧化鈉處理后，我們采用一種仿生涂層技術(shù)使紗線表面形成一層磷酸鈣涂層。首先，在去離子水中加入氯化鈉、碳酸氫鈉、氯化鉀、磷酸氳鐘、氯化鎂、2-4-(羥乙基)-l-哌溱基乙磺酸、氯化4丐及^^酸鈉并進行充分攪拌。然后，向溶液中加入鹽酸將溶液的pH值調(diào)至6.0~7.0。接著，將氫氧化鈉處理過的PLLA紗線浸入制備好的SBF溶液中。進行仿(40~60。C)。l至6h后，處理過的拉伸PLLA紗線表面即形成磷酸4丐涂層，將形成涂層的拉伸紗線從SBF溶液中取出，用去離子水洗滌數(shù)次，最后風干過夜。經(jīng)氫氧化鈉處理的未拉伸PLLA紗線形成磷酸4丐涂層首先，將未拉伸的PLLA紗線用氬氧化鈉進行處理。配制一定量(20500ml)的0.500mol/L的氳氧化鈉溶液。然后，將一定量的未拉伸PLLA紗線置于配制好的氫氧化鈉溶液中于室溫浸泡10min。繼而將處理好的未拉伸PLLA紗線從氫氧化鈉溶液中取出，用去離子水洗滌35遍，擦干后再風干過夜。未拉伸PLLA紗線經(jīng)氬氧化鈉處理后，我們采用一種仿生涂層技術(shù)使紗線表面形成一層磷酸4丐涂層。首先，在去離子水中加入氯化鈉、碳酸氯鈉、氯化鉀、磷酸氫鉀、氯化鎂、一種合適的緩沖液如HEPES或Tris、氯化4丐及石克酸鈉并進行充分攪拌。然后，向溶液中加入鹽酸將溶液的pH值調(diào)至6.0~8.0。接著將氬氧化鈉處理過的未拉伸PLLA紗線浸入制備好的SBF〉容液中并加熱至特定溫度(40~60。C)。l至4h后，處理過的未拉伸PLLA紗線表面即形成磷酸4丐涂層，將形成涂層的未拉伸紗線從SBF溶液中出，用去離子水洗滌數(shù)次，最后風干過夜。除了氫氧化鈉溶液，紗線的蝕刻還可在次氯酸鈉或氬氧化4弓溶液中進行，處理之后也能使紗線形成類似的磷酸4弓仿生涂層。圖11、12及13所示為蝕刻處理時間對可拉伸PLLA紗線形成仿生羥基磷灰石涂層前后楊氏才莫量的影響。圖11所示為蝕刻時間對可拉伸PLLA單根纖維形成羥基磷灰石涂層前后楊氏模量的影響。PLLA纖維用0.05MNaClO溶液于25.0士0.2。C條件下進行蝕刻處理，之后在60。C條件下于3xSBF中包被2h。圖12所示為羥基磷灰石涂層對未經(jīng)排列纖維的剛化效應。圖13所示為蝕刻時間對可拉伸PLLA單根纖維形成羥基磷灰石涂層前后拉伸應力的影響。PLLA纖維用0.0528MNaC10溶液于25.0±0.2。C條件下進行蝕刻處理，并在60。C條件下于3xSBF中包#皮2h。在這兩個示例中，最短為6分鐘的蝕刻處理時間可提高包被的長絲的楊氏模量。試驗數(shù)據(jù)還顯示，如果蝕刻處理時間過長，對于未形成磷酸鈣涂層的紗線，其楊氏模量會隨蝕刻程度的增加而降低。經(jīng)氫氧化鈉處理的PLA紗線表面磷酸鉤微粒取向的初步研究我們對未拉伸與拉伸后的PLLA紗線進行了對比試驗。首先，長為3~4cm的未拉伸PLLA紗線于水浴中預熱至55~65。C。在水浴中，將其長度拉至原來的兩倍，擦干后置于通風處10min。接著，配制20ml0.500mol/L的氫氧化鈉溶液，然后，將相同長度的未拉伸及剛剛拉伸好的PLLA紗線浸入配制好的氬氧化鈉溶液中，于室溫下》文置10min。將處理后的兩種PLLA紗線從氫氧化鈉溶液中取出，用去離子水洗滌35遍，擦千后再風干過夜。SBF的配制方法與前面所述類似。然后，將氬氧化鈉處理的兩種PLLA紗線浸入配制好的SBF溶液中，并加熱到一定溫度(40~60。C),剩余的SBF也加熱至相同溫度。兩種紗線于SBF中浸泡0.5~l.Oh,待表面形成磷酸鈣涂層后將其取出。將一次處理后(0.5~1.0h)的PLLA紗線于熱水浴(60°C)中經(jīng)再次拉伸至特定長度，然后置入剩余的SBF溶液中。經(jīng)第二次處理后(0.5~1.0h),將PLLA紗線從SBF中取出，用去離子水洗滌數(shù)次，風干過夜。結(jié)果與討論圖14所示為經(jīng)石成處理的具有仿生涂層的PLLA^t立伸紗線。在圖14a中，所示PLLA拉伸紗線在70。C條件下經(jīng)0.5mol/L氳氧化鈉處理60min后繼而用仿生涂層法處理。通過仿生涂層處理過程，經(jīng)堿處理的PLLA紗線表面形成了一層均勻的磷酸鈣涂層。相比之下，圖14b中所示PLLA拉伸紗線在用仿生涂層法處理之前，先在25。C條件下經(jīng)1.0mol/L氪氧化鈉處理30min。與圖14a不同之處在于，紗線表面形成的磷酸4丐涂層是非均勻的。因此，延長浸漬時間、NaOH溶液濃度和/或提高處理溫度均有利于拉伸紗線形成仿生)余層。圖15所示為經(jīng)堿處理的未拉伸PLLA紗線拉伸前后的對比結(jié)果。圖15a中的堿處理PLLA紗線未經(jīng)拉伸。如圖所示，磷酸鉤微粒包被于PLLA紗線表面。而在圖15b中，經(jīng)石威處理的PLLA紗線由2cm拉伸至4cm,此時需要注意磷酸鈣微粒列布于拉伸紗線的表面。對未拉伸的紗線進行磷酸釣仿生涂層處理具有許多優(yōu)點，例如，未拉伸紗線的表面較全拉伸紗線更容易進行處理修飾；在未拉伸紗線表面可形成更厚更密的磷酸4丐涂層，涂層的軸向排列水平也能得以提高；具有涂層的未拉伸紗線在拉伸前還能進行二次包被，這樣能夠提高磷酸鈣涂層的厚度和密度；其他一些有利于材料降解和促進骨生長的物質(zhì)也可在拉伸前涂敷至未拉伸的紗線表面。CaP沉積的成核模型我們對CaP在紗線表面的沉積過程加以簡化，即晶核可在紗線表面的等效位點隨機生成。當結(jié)晶一旦形成，其生長速度與其暴露在溶液中的時間成正比。變量的定義"=浸漬循環(huán)數(shù)7V_4=活性位點的密度A^0=位點總密度pD=每次浸漬循環(huán)中每個活性位點處沉積被洗去的概率戶w=每次浸漬循環(huán)中一個活性位點成核結(jié)晶的概率^=每次浸漬循環(huán)的浸漬時間w=每次浸漬循環(huán)中每個活性位點CaP沉積的質(zhì)量『=CaP總沉積質(zhì)量在每次浸漬循環(huán)中，假設在AQ。個可能的位點中，一個位點成為活性位點的幾率為那么活性位點W數(shù)目的變化率可由下列概率表達式表示307"》o—W(4)對上式求積分得(5)我們假定CaP的沉積速率與活性位點的數(shù)量以及每次浸漬循環(huán)時在每個活性位點的沉積量w成比例。后者經(jīng)證實是浸漬時間的遞減函數(shù)(參見3.2部分)，必須通過試驗確定。我們推測出的函數(shù)公式為w=加/,式中P<1?？偝练e量減少的速率可以用每次循環(huán)的漂洗階段活性位點處的沉積凈皮洗去的幾率&表示。為了簡化模型，我們假定活性位點處的沉積被完全洗去，但位點仍然存在活性。這樣在每次循環(huán)中，洗去的沉積量為~,7二/^(6)式中，『為經(jīng)"次循環(huán)后的沉積總量。該表達式等價于這樣一種々i定，即認為洗去的沉積量與平均沉積量是相等的。因此，CaP的凈沉積率為丁=A-p,="《A^1-e-#(7)上面等式的解析積分式還不能直觀地給出，因此我們用微分形式進行解析。在獲得了"A040、戶、pw及；^四個參數(shù)的值后，我們將第一個觀測值作為初始值對上式進行數(shù)值積分。結(jié)杲如圖2中標有"成核模型"的曲線所示。盡管利用上述模型經(jīng)分析處理后得到了很好的結(jié)果，但并不能排除還有其他的適用模型。例如，沉積之間的碰撞可延緩沉積生成，考慮到該因素的模型也可用于本研究。結(jié)論采用循環(huán)浸漬法，我們成功地使三斜磷鈣從硝酸鈣及磷酸銨的水溶液中沉積至水解后聚酯材料的表面。形成的CaP沉積量隨浸漬次數(shù)及每次浸漬時31間的增加而增加。我們提出了一種非均勻成核和生長機制，以解釋觀察到的CaP在聚酯材料表面沉積的現(xiàn)象。采用循環(huán)浸漬法制備的復合材料其彎曲模量為2.47.9GPa，高于人骨生理條件下彎曲模量(330GPa)的下限值。此外，通過該循環(huán)浸漬工藝，利用不同的模具和工藝條件，可以制造出各種幾何形狀的具有CaP沉積涂層的多孔支架和整體支架。釆用仿生涂層技術(shù)可使拉伸及未拉伸的紗線表面具有一層均勻的磷酸鈣涂層。本發(fā)明還證實，使用一定濃度和溫度的氫氧化鈉處理紗線有利于磷酸伊7涂層均勻生成。此外，未拉伸紗線表面磷酸鈣涂層微粒的取向可經(jīng)拉伸改變。紗線在每次包被后均用去離子水洗滌。最后，具有CaP涂層的紗線再用聚-s-己內(nèi)酯的四氫呋喃(THF)溶液進行包被，干燥后于高溫下壓;f莫，形成長方條裝材料。用于骨和生長因子傳遞的新型復合材料的制備引言目前我們需要開發(fā)一種新的骨修復合成復合材料，該材料能在局部持續(xù)穩(wěn)定地釋放多種生長因子，同時還能在骨愈合過程中提供足夠的力學強度。該新型材料是一種磷酸鈣/聚合物復合材料，由羥基磷灰石、各種熱塑性粘合樹脂以及生物可降解的聚合物纖維組合構(gòu)成。其也可以單獨的隔區(qū)的形式療設備制造商設計高性能的用于特殊用途(如長骨修復、脊柱融合術(shù)、胸骨閉合術(shù)及頜面部固定等)的醫(yī)療器件提供了一個有效的遵循途徑。除了追求上述目標外，本發(fā)明還將加深人們對于聚合物材料基復合系統(tǒng)的認識，如本發(fā)明中所涉及的編織工藝可精確控制復合材料結(jié)構(gòu)的單軸偏差，這為人們精確控制復合材料與理想單軸結(jié)構(gòu)之間的力學性能偏差提供了可能。藥物傳遞合成材料大量材料已被用作生長因子的載體，其中包括羥基磷灰石(磷酸鈣)、合成聚合物材料、脫礦骨以及膠原類材料等，但生長因子載體的材料并不僅限于上述這些材料。大多數(shù)用作載體的聚合物材料是生物可降解的，并可將它們分成天然聚合物材料和合成聚合物材料兩類。天然聚合物材料包括膠原、透明質(zhì)酸、纖維蛋白、殼聚糖、藻酸鹽及其他動植來源的聚合物。值得注意的是，膠原海綿已成為使用最廣泛的載體用天然聚合物材料。人體骨的愈合是一個相對緩慢的過程，根據(jù)病人的健康狀況及愈合位置通常需要2~3個月的時間。因此，整個愈合過程需要一種具有持續(xù)而穩(wěn)定的局部控釋功能的載體材料。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-s-己內(nèi)酯(PCL)等，常用于BMP和TGF-P等生長因子的局部釋放。PLLA是一種可生物降解的聚合物材料，半結(jié)晶的PLLA纖維已用于制備縫合線，而無定形態(tài)的PLA共聚物則用于制備骨移植及藥物載體材料。然而，像PLA這樣合成的可吸收聚合物材料在使用過程中所遇到的一個凈束手問題在于材料水解降解后產(chǎn)生的酸性降解產(chǎn)物。這些酸性降解產(chǎn)物可加快材料的降解速率并能在植入位點引起局部炎癥反應。然而，如果將這些聚合物材料與磷酸鉤一起植入，磷酸鈣降解后形成的堿性降解產(chǎn)物可以中和聚乳酸等聚合物材料所產(chǎn)生的酸性降解產(chǎn)物(乳酸)。此外，通過改變聚合物材料的分子量和/或其組成，可按需定制材料的降解速率，以得到最佳的BMP釋放速率。例如，按50:50的比例制備的乙醇酸-乳酸共聚物(PLGA),其降解速率就高于PLA。PCL是一種半結(jié)晶可吸收的合成聚合物材料，其成本低，吸收時間長，低分子量時也可使用，并可在低溫條件下進行處理。蛋白質(zhì)通常在室溫條件下整合至聚合物材料內(nèi)部。BMP蛋白對熱處理及某些化學處理高度敏感，因此開發(fā)BMP蛋白載體材料所面臨的主要挑戰(zhàn)是，能否在不使蛋白失去生物學活性條件下將足夠的BMP蛋白整合至載體材料內(nèi)部。無定形聚合物材料與大多數(shù)的陶瓷和金屬材料不同，它們往往可在低溫條件下進行處理，從而在不破壞蛋白質(zhì)的情況下可將蛋白質(zhì)很容易地整合至材料內(nèi)部。蛋白質(zhì)從無定形聚合物材料基質(zhì)中的釋放涉及蛋白質(zhì)在材料基質(zhì)中的擴散及材料基質(zhì)本身的降解兩個方面。如果蛋白質(zhì)已被整合至聚合物材料內(nèi)部，由于一種聚合物在另一種聚合物中的擴散速率非常低，因此其釋放速率在很大程度上取決于聚合物材料基質(zhì)的降解速率。目前已經(jīng)證實，提高乳酸/賴氨酸共聚物基質(zhì)的降解速率后，蛋白質(zhì)的釋放速率也隨之提高。體外和體內(nèi)試驗體外研究表明，生長因子對細胞增殖、細胞分化、堿性磷酸酶(ALP)活性及細胞外基質(zhì)的形成都具有誘導作用。同時，也有充分的證據(jù)表明生長因子的長期持續(xù)性釋放對體外骨的形成至關(guān)重要?；蛑亟M技術(shù)為臨床前的動物研究提供了足夠治療用量的人BMP蛋白，研究中涉及的動物包括小鼠、大鼠、兔子、狗、羊及靈長類動物。在BMP蛋白存在的條件下，骨形成的速度會加快。然而，使用能持續(xù)傳遞生長因子的載體材料則更能加快及促進骨的愈合。操作方法新型磷酸鈣/聚合物復合材料的制備一種應用于骨修復的新型復合材料通過新的加工工藝制得。以下兩種方法分別用來制備棒狀及片狀復合材料。復合材料的新型制備過程如圖16的示意圖所示。不同的生物可降解聚合物纖維102用于制備復合材料(圖16a)。聚合物纖維102經(jīng)編織得編織物108(圖16d)。這些編織物表面有些含有鞋基磷灰石涂層，有些不含。某些聚合物纖維102用仿生涂層法使其表面形成鞋基磷灰石涂層，然后再涂敷一層薄的低熔聚合物材料形成具有涂層的聚合物纖維104(圖16b、16c)，聚合物纖維104用以制備編織物118的纖芯，如圖17a、b和c所示；不含涂層的聚合物纖維102編織成該纖芯的外鞘(圖17)。通過壓模法可得某些二級單向結(jié)構(gòu)(圖16e),利用這些單向結(jié)構(gòu)進而可制成條Z棒狀復合材料(圖16f),或可制成一種網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)(圖16g、16h)。此外，不含涂層的紗線12或含有涂層的紗線104也可用來制成一種沒有涂敷低溫聚合物材料的網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)。這樣制成的復合材料適用于各種修復，如長骨修復、脊柱融合術(shù)、胸骨關(guān)閉術(shù)及頜面部固定等。低熔點聚合物材料包括熔點低于175。C的聚合物材料、半結(jié)晶聚合物材料、PCL、聚二噁烷酮、PCL與PGA、PDO、TMC或PLA(L型或DL型)的共聚物、非結(jié)晶聚合物材料、PLA-PGA(50:50)、聚-D,L-乳酸，或其他任何熔點比纖芯低的聚合物材料。對每步制備過程的詳細說明如下實施例復合材料的組成制備的復合材料中包含兩種合成的生物可降解聚合物纖維(聚-L-乳酸，PLLA)和聚乙醇酸(PGA),—種天然聚合物材料(腸線)，一種聚合物涂層材料(聚-s-己內(nèi)酯(PCL)與甘油單硬脂酸酯的混合物)及一種磷酸4弓涂層材料(主要是羥基磷灰石(磷酸鈣))。上述材料的熔點、力學性能、降解速率等于下表中列出。表3<table>tableseeoriginaldocumentpage35</column></row><table>CaP納米粉末涂層將20~30根PIXA纖維(Tm=175。C)制成紗線。將PCL(Tm=60。C)溶于甲苯(甲苯不能溶解PLLA)。后將CaP納米粉末加入至PCL溶液中，形成均相懸浮液。將PLLA紗線浸入磷酸鈣和PCL的混合液中進行包被后，填充至模具中，于60。C壓模成型。磷酸鈣在懸浮液中的質(zhì)量分數(shù)為25%，PLLA與PCL的比例為6:1。在壓模成型過程中，熔化的PCL充當了一種"祐合劑"，將所有PLLA紗線粘合在一起。制成樣品后，對所得樣品進行三點彎曲試-驗，并以純PCL作為對照。圖18所示為純PCL、PCL包被的PLLA以及PCL和CaP同時包被的PLLA的抗彎強度和楊氏模量。PCL包被的PLLA較純PCL具有更高的抗彎強度和楊氏模量。除磷酸鈣外，復合材料比其他組分更堅硬，強度更大。其楊氏模量處在皮質(zhì)骨楊氏模量數(shù)值范圍(3~30GPa)的下限。然而，復合材料仍太脆弱，難以用來承重。仿生涂層為了模擬生理條件下磷酸鉤的形成，我們釆用仿生辦法將類骨碳磷酸4丐涂敷于聚合物纖維材料表面。在模擬體液(SBF)中，仿生涂層法可在各種材料表面產(chǎn)生磷酸鈣涂層，所用SBF則與人體血漿在生理pH值(7.4)和溫度(36.5°C)下的離子濃度相同。在本發(fā)明的一個實施方式中，采用一種仿生涂層方法使納米磷酸鈣均勻地沉積于經(jīng)表面修飾的聚合物紗線表面，以形成致密的磷酸4丐涂層。此外，還采用了新的加工:R術(shù)將PCL紗線與PLLA紗線、PGA紗線或PDO紗線共同編織在一起。這種獨特的設計具有以下優(yōu)點(1)該編織物不是利用紗線而是利用PCL使自身相互結(jié)合在一起，從而降低了PCL與PLLA的比例；(2)該設計能精確控制PCL在PLLA(或PGA、PDO)纖維中的數(shù)量和分布；(3)當PCL熔化時，它能以均勻方式自動分布于其他聚合物纖維之間。通過用堿性溶液或酸性溶液對聚合物材料表面進行預處理，可使材料表面形成大量的極性基團，從而大大提高磷酸鉤涂層與聚合物材料之間的結(jié)合強度。我們還發(fā)現(xiàn)經(jīng)單軸拉伸的聚合物纖維表面存在羧基時，磷酸鈣沉積可沿纖維的軸向排列。本研究所用的合成聚合物紗線通過全單拉紡絲法制得，經(jīng)酸或堿處理后其表面具有羧基或羧酸結(jié)合位點，可誘導磷酸4丐納米微粒的晶體成核呈現(xiàn)擇優(yōu)取向。故此，我們將聚合物紗線迅速浸入酸溶液或堿溶液，或按先后順序分別浸入兩種溶液中，在不改變紗線性質(zhì)的情況下對紗線進行必要.的表面處理。經(jīng)預處理后的紗線浸入SBF溶液浸泡不同時間，從而獲得不同程度的磷酸鈣沉積，其中也包括未與SBF接觸的情況(即表面無磷酸鈣沉積)。由此獲得的磷酸鈣沉積其取向是沿聚合物纖維的軸向方向，沖莫擬了天然骨中膠原纖維表面排列的磷酸釣納米微粒的結(jié)構(gòu)。復合材料在浸入SBF之前和之后的表面性質(zhì)通過一系列技術(shù)來表4正，這些技術(shù)包括利用薄膜X射線衍射研究表面的相分布；利用傅立葉變換紅外光i普(FTIR)確定表面官能團；利用掃描電鏡觀察表面形貌的改變；利用電感耦合等離子體原子發(fā)射光語(ICP-AES)測定材料浸泡前后SBF中鈣、磷的離子濃度。實施例1經(jīng)拉伸的PLA紗線(30根單絲，120丹尼爾)繞織于開放塑料框上(21/4x11/8英寸)。由于整個過程為手工操作，因此每個框上的紗線數(shù)量不等。將紗線與框稱重，然后將紗線樣品浸入模擬體液(濃度為3x)中浸泡12h,使其表面產(chǎn)生一層羥基磷灰石(HA)涂層后干燥過夜。記錄每個樣品干燥后的重量并計算每個樣品HA涂層的重量百分數(shù)。之后將樣品于175。C熱壓30min成棒狀材料，材料尺寸約為(4x0.5x0.2)cm。對所有棒狀樣品進行三點彎曲試驗，以確定樣品的彎曲模量和抗彎強度。三點試驗的應變速率為1mm/min。需要注意的是，在本實施例中沒有對紗線進行蝕刻處理。但是，可以在進行仿生涂層處理之前使用蝕刻處理。另外，在本實施例中沒有使用低溫外鞘固定整束紗線。取而代之的是熱壓過程在PLA的熔點(175。C)附近進行，該過程可使外部的PLA紗線熔化從而使整束PLA紗線得以粘合。通過下列等式計算材料的力學性能—Cm—6Dd—3P丄變量的定義P:所用的負荷，NL:支承跨距，mb:樣品寬度，md:樣品厚度，mm:載荷-撓度曲線起始直線部分的切線斜率，N/m表4.某些自增強PLA/HA復合材料的彎曲模量，抗彎強度及彎曲應力。<table>tableseeoriginaldocumentpage38</column></row><table>含9%、31%及43%HA的樣品其力學性能數(shù)據(jù)列于表4。這些數(shù)據(jù)表明樣品的彎曲模量隨HA含量的增加而增大，而與PLA含量的減少無關(guān)。這些數(shù)據(jù)還顯示復合材料的抗彎強度與HA的重量百分含量之間沒有任何相關(guān)性；但當PLA紗線的重量百分含量增加時，樣品的抗彎強度迅速提高，從44MPa提高至146MPa。彎曲應力的數(shù)據(jù)顯示，含9wt。/。及43wt%HA的樣品兩者的彎曲應力無顯著性差異，但含31%HA的樣品其最大應力百分比與其他樣品相比相對較低。這樣的數(shù)據(jù)提示，應兼顧考慮HA和PLA在材料中的含量，從而獲得最大的彎曲模量和抗彎強度。實施例2磷酸鉤前體物直接涂層方法預先形成的磷酸鈣或磷酸鈣前體物可直接涂覆至PLA纖維表面。我們采用一種水熱法制備HA微粒，然后將微粒與PCL—起涂敷至紗線表面。此外，其他類型的釣磷酸類物質(zhì)也都可以使用。將200ml硝酸釣溶液(2g/dl)與600ml磷酸銨溶液進行反應(2g/dl)，以獲得復合物中所使用的HA微粒。所得沉淀經(jīng)干燥后碾成粉末，粉末的平均粒徑為120nm,如圖19所示。取10mg碾成的HA粉末，加入到10mlPCL(Dow,Mw80,000)的丙酮溶液中(1%,wt,/wt)，^吏用該混合物對由30根直徑為22)im的PLA纖維組成的纖維繩進行浸漬涂敷。然后將60米的具有PCL-HA涂層的PLA紗線排列成束，置入一40mmx5mmx2mm的模具中于80。C熱壓4min。冷卻后將所得復合材料取出。該材料的重量百分組成經(jīng)TGA法測得為PLA:PCL:HA=83:15:2。需要注意的是，在本實施例中沒有對紗線進行蝕刻處理。不過蝕刻是一個可選的處理方法，可在進行仿生涂層處理之前使用。在小應變范圍(<1%)內(nèi)復合材料的應力應變曲線如圖20所示。在線性區(qū)域(0~0.001%)內(nèi)，復合材料的楊氏模量為6.5GPa。PLA-PCL-HA復合材料也可用拉擠法制備。我們釆用一種錐形模具，其中填充了熔融的PCL-HA混合物，混合物中HA與PCL的體積比在0.1-0.2之間，將PLA纖維通過該模具，拉擠成型。上述拉擠法所用的設備如圖21所示。制備的復合材料的拉伸試驗結(jié)果見表5。表5.拉劑法制得的復合材料的拉伸試驗結(jié)果<table>tableseeoriginaldocumentpage39</column></row><table>我們通過電紡法將PLLA二曱基曱酰胺溶液中的羥基磷灰石微粒噴涂至熔紡PLLA紗線表面，HA微?？裳豍LLA熔紡紗線排列(如圖22所示)。在實施這一方法時，先將PLLA紗線巻繞至一個接地的轉(zhuǎn)動轉(zhuǎn)輪或巻筒上，然后用電紡法將含有HA微粒的纖絲噴涂至PLLA紗線表面?？v橫比大于約4:1的HA微粒更傾向于在PLLA電紡纖絲內(nèi)部排列。當含有HA的纖絲巻繞至PLLA熔紡紗線表面時，沿熔紡紗線排列的HA微粒的數(shù)量與沿熔紡紗線排列的電紡紗線的數(shù)量成一定比例。經(jīng)這種方法制備的樣品隨后可進行涂層和熱壓處理。實施例3用于制備樣品I的PLLA(Mn=1.21x105，MWD=1.29)紗線(30丹尼爾，25土2)先在0.50molZL的NaOH溶液在室溫下預處理30min。經(jīng)去離子水漂洗風干24小時后，紗線I、II和III在42。C條件下分別用仿生涂層法處理24、12及24h,使其具有羥基磷灰石(HA)涂層。經(jīng)NaOH蝕刻預處理后，樣品I與樣品II和III相比，其HA/PLLA重量比更高，結(jié)果如表6所示。這提示經(jīng)蝕刻處理的紗線(樣品I)表面能獲得較厚的HA涂層，而這三種樣品最初的表面是一樣的。此外，樣品Til的HA/PLLA重量要高于樣品II,提示延長仿生涂層處理時間可得到更厚的涂層。表6.樣品I、II、III組成的比較及三點彎曲試驗結(jié)果的比較三點彎曲試驗樣品PLLA質(zhì)量百分數(shù)(wt%)HA質(zhì)量百分數(shù)(wt%)PCLGA質(zhì)量百分數(shù)(wt%)最大彎曲應力(GPa)彎曲模量GPaI74.049.9216.041325.4II77.666.74315.60874.2III70.136.8623.02453.8具有HA涂層的PLLA紗線經(jīng)真空干燥過夜，然后浸入10%(w/v)的聚-s-己內(nèi)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復合材料于真空干燥24小時后，采用平板模具將其熱壓成方梁狀，然后進行三點彎曲試驗。大小為30.0mmx5.3mmx2.0mm的方梁狀PLLAZHA/PCLGA復合材料的彎曲應力和;漠量通過三點彎曲試—驗進行測定。在應變速率為5mm/min的條件下，我們發(fā)現(xiàn)樣品I的彎曲應力為132.2MPa，才莫量為5.4GPa。與樣品II的測量值相比，可以發(fā)現(xiàn)在PCLGA涂層的重量百分比相似的情況下，具有較高HA含量的樣品I顯示出較好的力學性能(高彎曲應力和高模量)。當比較樣品II和樣品III的彎曲應力和才莫量時，我們發(fā)現(xiàn)具有較低PCLGA含量的樣品II顯示出較好的力學性能，這可能是由于無定型的PCLGA涂層具有較低的彎曲強度和模量。編織物本發(fā)明中所述之"編織物"，應包括將內(nèi)部元件與外部元件組合在一起的任意結(jié)構(gòu)。編織物的一種典型結(jié)構(gòu)由中心與外周部分組成，中心部分即纖芯118,外周部分即外鞘120。這種裝配方式及其制造技術(shù)非常適合于制備一種新型的復合材料用于骨修復過程中生長因子的傳遞。采用編織法的有利之處在于，它能對復合材料內(nèi)部不同的纖維進行精確布位，并能在很大范圍內(nèi)調(diào)節(jié)不同纖維的比率。在本發(fā)明中，纖芯118的纖維在編織前包被了磷酸鈣涂層。與此相反的是外鞘120,由于在編織過程中要受到較大的扭曲、彎轉(zhuǎn)和滑動，所以沒有包被磷酸4丐涂層。纖芯與編織于其表面的紗線外鞘組裝在一起形成一種管狀編織物(參見圖17a、b及c),該編織物作為結(jié)構(gòu)單元可用于組成不同的植入材料或裝置。按本發(fā)明實施方式之一所述，含或不含磷酸鈣涂層的聚合物紗線形成編織結(jié)構(gòu)的基本單元，如圖17a、b、c所示。該基本單元構(gòu)成二級結(jié)構(gòu)單元，即編織物的纖芯118及外鞘120。含有磷酸鈣涂層的紗線構(gòu)成纖芯118，而不含涂層的紗線構(gòu)成外鞘120。由于外鞘120在編織過程中可能會受到較多的扭曲和彎轉(zhuǎn)，所以對其不進行磷酸4丐包被。最后，纖芯二級結(jié)構(gòu)單元與編織于其表面的外鞘二級結(jié)構(gòu)單元組裝在一起，即三級結(jié)構(gòu)單元。三級結(jié)構(gòu)單元作為組成部件用于構(gòu)成不同的植入材料或裝置。通過調(diào)節(jié)基本結(jié)構(gòu)單元的組成使其具有合適的力學及化學性能，以適用于具有不同載荷需要的骨植入物。制備方法A:棒狀復合材料的制備圖23為按本發(fā)明公開所述之新型復合材料組成方法的操作示意流程圖。整個操作過程首先始于步驟202，在此步驟中，基本結(jié)構(gòu)單元、PLLA、PGA、PCL及PDO紗線102被組裝在一起。接著，在步驟204中，基本結(jié)構(gòu)單元經(jīng)羥基磷灰石(CaP)包被形成具有涂層的纖維104，并進而形成纖芯二級結(jié)構(gòu)單元118。與步驟204同時進行的是步驟206,在步驟206中，基本結(jié)構(gòu)單元可形成外鞘120。而外鞘120不具有羥基磷灰石(CaP)涂層。接著，在步驟208中，將纖芯二級結(jié)構(gòu)單元與外鞘二級結(jié)構(gòu)單元(分別由步驟204和206中制得)按適當比率編織在一起，形成三級結(jié)構(gòu)單元。然后在步驟210中，通過PCL混合物對三級結(jié)構(gòu)單元進行浸漬涂層并于高溫壓模成型。在步驟212中，對四級結(jié)構(gòu)單元進行力學性能測定。基本結(jié)構(gòu)單元的組成所用纖維四種合成的具有生物可降解性的聚合物纖維一一聚-L-乳酸(PLLA)、聚乙醇酸(PGA)、聚-s-己內(nèi)酯(PCL)及聚二噁烷酮(PDO)一一作為復合材料的組成部分。這些聚合物纖維的熔點、力學性能、降解速率及在溶劑中的溶解性能列于表7。這些聚合物材料的組合的理化性質(zhì)及形態(tài)變化范圍較大。表7.PGA、PDO、PLLA、PCL及膠原纖維的熔點、降解速率及在溶劑中的溶解性能PGAPDOPIXAPCL熔點，。c22510917560楊氏模量(GPa)7.01.56.0-7.00.4抗拉強度(MPa)730600500~550240抗拉強度降至50%所需時間14天1個月18個月-質(zhì)量損失100%所需時間6~12個月6~12個月>36個月>24個月溶劑甲苯不溶不溶不溶可溶二甲苯不溶不溶不溶可溶乙酸乙酯不溶不溶不溶可溶丙酮不溶不溶不溶可溶依本發(fā)明所述，新型復合材料的組成示意圖如圖17a、b和c所示。根據(jù)圖中所示，腸線、PGA以及PLLA纖維102/104組合在一起構(gòu)成編織物118的纖芯，PLLA纖維鞘構(gòu)成縫合編織物130的外鞘120。較大的圓筒代表聚合物編織物130,較小的圓筒代表聚合物紗線102。圖17a所示為新型復合材并+的組成方式將具有PCL涂層的PLLA紗線104、腸線102b,PGA紗線102c組合在一起構(gòu)成纖芯118，PLLA紗線102構(gòu)成外鞘120,然后將編織物130涂敷一層PCL混合物134。圖17b所示為由于腸線102b過早降解而使纖芯118形成的多孔結(jié)構(gòu)。圖17c進一步說明，隨著植入時間的延長，纖芯中的PGA纖維(102c)發(fā)生降解并產(chǎn)生了更多的通道結(jié)構(gòu)(圖中白色部分所示)。依本發(fā)明所述，纖維102按前述方法預先經(jīng)磷酸鈣包被。在本發(fā)明的幾個實施例中，纖芯中的纖維包被了一層PCL與單硬脂酸甘油酯(Tm=50~70。C)的混合物。我們發(fā)現(xiàn)在PCL中添加單硬脂酸甘油酯可增加復合材料的孔隙率，繼而可以用來控制蛋白質(zhì)的釋放。這也是首次將PCL和單硬脂酸甘油酯的混合物作為聚合物纖維的涂層用以控制蛋白質(zhì)的釋放。在其它組成結(jié)構(gòu)中，纖芯則不具有PCL涂層。PCL混合物可溶于有機溶劑，如曱苯、二曱苯或乙酸乙酯等，這些溶劑無法溶解PLLA、PGA或腸線纖維。涂層的厚度可通過調(diào)節(jié)浸漬溶液的濃度、涂敷的速度及鍍槽的流量進行控制。PCL中單硬脂酸甘油酯的量可根據(jù)所需要的藥物釋放速率進行調(diào)整。在制備復合材料過程中，纖芯與外鞘的比例可最大限度地提高以增加兩者組成后的力學強度。組成纖芯的纖維沿軸線排列，這為復合材料提供了較高的楊氏模量，而那些在外鞘中與軸線成一定角度排列的纖維則導致復合材料的力學性能和強度降低。然而，組成纖芯的纖維對復合材料力學性能的影響更大，其與外鞘組成的編織物仍使復合材料具有較高的力學強度。對于組成的聚合物編織物，我們在其表面涂敷一層PCL與單硬脂酸甘油酯的混合物。單硬脂酸甘油酯對于PCL來說起結(jié)晶調(diào)節(jié)劑的作用。其他浸漬涂層處理過程如前文所述?？蓪⒕酆衔锞幙椢锴懈畛蓧嚎s模具的長度，填充后于50-70。C壓縮成型。在壓模成型過程中，熔點較高的聚合物紗線，如PLLA(Tm二175。C)、PGA(Tm=225。C)及腸線(Tm~200。C)等，形狀保持完整，而熔點較低的PCL和單硬脂酸甘油酯的混合物(Tm二50~70。C)則熔化并作為"粘合劑"使紗線與編織物結(jié)合在一起(圖24a)。當復合材料植入體內(nèi)后，降解緩慢的聚合物材料如PLLA及PGA保持復合材料的結(jié)構(gòu)，并在骨愈合過程中提供必要的力學強度。與此同時，降解迅速的纖維如腸線則首先降解，同時在組成纖芯的聚合物纖維之間產(chǎn)生一種多孔結(jié)構(gòu)(圖24b)。該多孔結(jié)構(gòu)不僅能釋放生長因子還能誘導骨長入該結(jié)構(gòu)的孔隙中。隨著植入的時間延長，PGA開始降解并使纖芯產(chǎn)生一種更多孔的結(jié)構(gòu)，從而誘到更多的骨骼長入(圖24c)。二級和三級結(jié)構(gòu)單元的構(gòu)成20~30個基本結(jié)構(gòu)單元構(gòu)成二級結(jié)構(gòu)單元。纖芯二級結(jié)構(gòu)單元118具有磷酸鉤涂層，而外鞘120則沒有磷酸鈣涂層。在組成三級結(jié)構(gòu)單位時，纖44芯與外鞘的比例可最大限度地提高以增加兩者組成后的力學強度。組成纖芯的纖維沿軸線排列，這為復合材料提供了較高的楊氏模量，而那些在外鞘中與軸線成一定角度排列的纖維則導致復合材料的力學性能和強度降低。纖芯中具有磷酸鈣涂層的紗線模仿了天然骨中骨單位所具有高度有序結(jié)構(gòu)，即軸向取向的納米磷酸鈣板式結(jié)構(gòu)沿膠原纖維方向排列。這樣一種結(jié)構(gòu)使得聚合物編織物具有最高的力學強度。在本發(fā)明一實施例中，我們聯(lián)合使用四種聚合物紗線，即PLLA、PCL、PDO及PGA紗線，加工制成編織物130的纖芯118及外鞘120。上述兩種結(jié)構(gòu)單元使得骨承載移植復合材料具有不同的微結(jié)構(gòu)、力學性能及藥物釋放速率。我們釆用兩種加工技術(shù)制備復合材料即熱壓成型法和冷壓成型法。在所有試驗中，我們使用一種容積式插槽模具制作單軸復合材料樣品。在另一實施例中，沿排列纖維流動的基質(zhì)材料使兩者具有更高的取向。熱壓成型法將不同纖芯和外鞘組成的聚合物編織物切割成壓模模具所需長度，填入模具后經(jīng)熱壓成型。熱壓成型所用溫度為60~70。C。在壓模成型過程中，高熔點聚合物纖維材料，如PLLA(Tm=175°C)、PGA(Tm=225°C)及PDO(Tm=109。C),等形態(tài)保持完整，而低熔點的PCL紗線(Tm=60。C)熔化并作為一種"粘合劑"將編織物各組成部分結(jié)合在一起。在下面的實施例中，列出了不同組成方式的編織物的制備方法，這些實施例是說明性的，而非限制性的。圖24(a-d)所示為壓模成型后所得到的不同組合方式的編織物(大的圓筒代表聚合物編織物，小的圓筒代表聚合物紗線)(a)PLLA102a作為纖芯118,PCL140作為外鞘120;(b)PLLA102a與PGA102c或PDO102d組合在一起作為纖芯118,PCL140作為外鞘120;(c)PLLA102a作為纖芯118,PGA102c或PDO102d作為外鞘120;(d)PLLA102a作為纖芯118,PGA102c與PDO102d組合在一起作為外鞘120。纟且合方式一在本發(fā)明的一個實施方式中，具有磷酸鈣涂層的PLLA紗線102a形成編織物130的纖芯118,而PCL紗線140形成外鞘120。該設計是我們^是出的所有組成方式中最基本的組成方式。在熱壓縮成型過程中，外鞘中的PCL熔化，滲入到磷酸鈣涂層中，并作為"粘合劑"使具有磷酸4丐涂層的PLLA編織物牢固地結(jié)合在一起。相比之下，PLLA編織物能保持其結(jié)構(gòu)完整，平行排列并穿過熔化的PCL結(jié)合在一起(圖24a)。纟且合方式二在本發(fā)明的另一實施方式中，具有磷酸鈣涂層的PLLA紗線102a與PGA紗線102c(或PDO紗線102d)組合在一起形成纖芯118,而PCL紗線140形成外鞘，如圖24b所示。按"組合方式一"所述方法對上述組成方式進行壓模成型處理，可得到一種類似的結(jié)構(gòu)。具有該結(jié)構(gòu)的復合材料植入體內(nèi)后，與組合方式二相比，纖芯內(nèi)部PGA(或PDO)紗線的降低速度要遠遠超過PLLA紗線，從而在該結(jié)構(gòu)內(nèi)部形成許多中空的通道。這些通道有利于早期骨長入，而PLLA紗線將繼續(xù)保持結(jié)構(gòu)完整，很長時間之后其強度才會降低。纟且合方式三在本發(fā)明的另一實施方式中，具有磷酸鈣涂層的PLLA紗線102a形成編織物130的纖芯118,而不含石粦酸鉤涂層的PGA紗線102c形成外鞘120,如圖24c所示。甲苯、二曱苯及乙酸乙酯可溶解PCL，但不溶解PLLA及PGA。編織物經(jīng)浸漬涂層處理后具有PCL涂層。將編織物風干并壓縮成型。在壓縮成型后，PCL可使聚合物編織物結(jié)合在一起。當這種復合材料植入體內(nèi)經(jīng)過一段時間(如一個月)后，由于PGA紗線快速降解，使得PLLA纖芯周圍逐漸形成一個空殼，而在此時間內(nèi)，骨組織能夠逐漸長入該空殼。我們可以控制殼的厚度使其具有一個最佳的空間從而可以促進骨的生長。相比之下，PLLA纖芯將繼續(xù)保持其原有排列方式并為植入的復合材料提供長期的力學強度。整個植入的復合材料在大約2年后最終被天然骨取代。組合方式四在本發(fā)明的另一實施方式中，具有磷酸鈣涂層的PLLA紗線102a形成編織物的纖芯118,PGA紗線102c與PDO紗線102d組合在一起形成編織物的外鞘120,如圖24b所示。與組成方式三的編織物類似，按該組成方式制成的編織物經(jīng)浸漬后具有PCL涂層。壓縮成型后，PCL使所有編織物結(jié)合在一起，而PGA和PDO仍包裹著PLLA紗線形成的纖芯。在植入體內(nèi)約兩周后，PGA降解形成多孔外鞘以促進骨長入。與此同時，PDO外鞘可繼續(xù)保留兩周，將為骨組織長入提供更多的時間。冷壓成型法即使溫度降低至60。C也可能會對PLLA、PGA或PDA的晶體結(jié)構(gòu)產(chǎn)生影響。因此，在更低的溫度如室溫條件下進行加工是必要的。如表3中所示，甲苯、二曱苯及乙酸乙酯對于PCL來說是良好的溶劑，但這些溶劑不溶解PLLA，因此我們推測它們也不會改變PLLA的結(jié)晶形態(tài)。我們采用了類似于組合方式一的一種組合方式，在該組合方式中，將PLLA紗線作為編織物的纖芯，將PCL紗線作為外鞘。將該聚合物編織物切割成模具長度并填充至模具內(nèi)。將上述三種溶劑之一以蒸氣的形式通入填充了聚合物編織物的模具，從而使PCL紗線軟化。在溫度遠低于60。C的條件下進行冷壓成型，在成型過程中軟化后的PCL紗線能將所有聚合物編織物結(jié)合在一起。由于PGA與PDO也不溶于上述三種溶劑，因此也可使用冷壓縮成型法形成其余三種組合方式的結(jié)構(gòu)。制備方法B:片狀復合材料的制備在另一實施方式中，PLLA纖維經(jīng)梭織或針織成布后包被磷酸鈣涂層。生長因子可整合至磷酸鈣涂層的網(wǎng)格結(jié)構(gòu)中或直接沉積于涂層表面。在心血管外科手術(shù)中，可將含有生長因子的纖維織物植入胸骨組織界面以促進胸骨關(guān)閉。在心血管外科手術(shù)中，病人的胸骨被從中切斷；在骨愈合過程中，通常使用不銹鋼絲將切斷的胸骨連接在一起。但不幸的是，不銹鋼絲的使用使很多病人感到痛苦。另外，不銹鋼絲也可能引發(fā)手術(shù)部位的炎癥反應。因而，對于病人來說，整個愈合過程是相當漫長和痛苦的。如果本發(fā)明結(jié)合高強度的聚乙烯縫線一起使用，不僅能減輕病人的痛苦，而且插入的復合材料將極大提高骨愈合的速度。在制備的復合材庫十中，PLLA與PGA的晶相可通過XRD和差示掃描量熱儀(DSC)進行考察。在適當情況下，透射電鏡(TEM)和小角度X射線散射(SAXS)分析也可用來表征聚合物基質(zhì)中磷酸鈣的排列及分布情況及其結(jié)晶形態(tài)。復合材料的表面形貌可用環(huán)境掃描電鏡(ESEM)進行表征。力學性能測試在高度有序排列的聚合物纖維表面使用類骨磷酸鈣沉積，所產(chǎn)生的協(xié)同作用與合適的磷酸鈣沉積量以及最佳工藝條件極大改善了復合材料的力學性能。我們按照ASTMD638和D790-02兩個標準分別對復合材料進4亍了#立伸和抗彎試驗，測定了復合材料的楊氏模量與泊松比。在進行每項力學性能測試之前，將復合材料切割成標準的幾何形狀。測定后將所得數(shù)據(jù)與皮質(zhì)骨的力學性能(抗拉強度60160MPa;楊氏模量3~30GPa;剪切才莫量3.5GPa;泊松比0.25)做了對比，同時也與其他用于矯形外科的復合材料做了對比。體外試驗進行體外細胞試驗可了解不同組合方式的聚合物編織物對骨形成的影響。因此，我們對利用最佳工藝條件制備的各種組合方式的復合材沖+進行了細胞培養(yǎng)試驗。在體外研究中，堿性磷酸酶(ALP)、鈣沉積及骨結(jié)節(jié)的形成是骨形成不同階段的重要標志。在本發(fā)明中，ALP活性、鈣沉積及骨結(jié)節(jié)形成的測定結(jié)果指出了聚合物材料用于骨形成的最佳組合方式。細胞粘附、增殖、ALP活性、鈣沉積及骨結(jié)節(jié)形成由于大鼠骨肉瘤細胞在體外容易鈣化，因此我們將其用于本研究，以研究細胞與復合材料之間的相互作用。骨肉瘤細胞的粘附、增殖及ALP活性可在復合材料表面進行檢測，檢測時以組織培養(yǎng)用塑料作為對照。細胞的粘附在接種后不同的時間點(1、3、5及8h)通過AlamarBlueTM熒光染料法進行測定。通過以上測定可確定細胞粘附的最佳時間。在粘附之后，骨肉瘤細胞即進入快速增殖期。細胞增殖的速度反應了基質(zhì)材料是否能夠促進骨肉瘤細胞的生長，并可用相同的AlamarBlueTM熒光染料法進行評價。我們對骨肉瘤細胞在接種后第1、第3及第7天的增殖進行了測定。細胞的形態(tài)用掃描電子顯微鏡(SEM)進行觀察。細胞經(jīng)過較長時間(17~21天)的培養(yǎng)后，形成鈣沉積。測定鈣沉積時先將樣品經(jīng)CalciumCrimson(—種鈣染色劑)和吖啶橙染色，后在共聚焦顯微鏡下觀察。骨結(jié)節(jié)的形成可通過vonKossa染色進行檢測，染色后的圖像可用光學顯微鏡采集。統(tǒng)計分析我們對試驗結(jié)果進行了統(tǒng)計分析。利用單因素方差分析(ANOVA)對組間均值進行比較，并確定均值差異的統(tǒng)計顯著性。P值小于0.05被認為具有顯著性差異。藥物的控釋引言幾乎所有的復合材料組成部分，包括仿生涂層法形成的磷酸鈣涂層，PLLA、PGA及腸線纖維以及PCL混合物等，都可用作傳遞載體，從而可將多種生長因子整合至復合材料中。釆用不同的藥物結(jié)合方式將生長因子整合至復合材料作為載體的不同組成部分，通過改變組成部分的組合方式可實現(xiàn)生長因子的控制釋放。此外，由于復合材料在結(jié)構(gòu)方面的獨特設計，當降解較快的聚合物材料降解時，降解較慢的聚合物材料則可保持復合材料的力學強度。這樣一種系統(tǒng)作為一種理想的藥物傳遞系統(tǒng)能更好地用于藥物傳遞。在本發(fā)明中，公開了兩種藥物傳遞系統(tǒng)，即單藥物傳遞系統(tǒng)與多藥物傳遞系統(tǒng)。進行的體外及體內(nèi)研究均表明，這兩種傳遞系統(tǒng)均能持續(xù)穩(wěn)定地控制釋放藥物，這也是使骨達到最佳愈合效果所需要的。在體外模型中，我們對單藥物傳遞系統(tǒng)進行了研究，以了解復合材料及其組成部分地藥物釋放性能，其目的是為了獲得最佳的藥物釋放方案。在體內(nèi)研究中，我們對單藥物傳遞系統(tǒng)和多藥物傳遞系統(tǒng)都進行了研究。體外研究我們將生長因子與復合材料的不同組成部分結(jié)合在一起可使生長因子得以連續(xù)釋放。利用該特點，可將復合材料設計成一種更先進的藥物釋放系統(tǒng)。我們對該藥物釋放系統(tǒng)進行了系統(tǒng)研究，考察了聚合物材料的降解速率、藥物結(jié)合方式及聚合物材料的結(jié)晶性對復合材料藥物釋放速率的影響。單組分載體系統(tǒng)在本發(fā)明的一個實施方式中，用來釋放BMP-2蛋白的載體為下列三種之一1)聚合物纖維；2)PCL混合物涂層；3)磷酸鈣涂層。按以往之經(jīng)驗，將總量為21(ig的重組人BMP-2蛋白與每種載體結(jié)合。對于聚合物纖維(包括PLLA纖維、PGA纖維及腸線)，BMP蛋白直接沉積于纖維表面，其牙奪放則通過BCA蛋白測定法進行4全測。在檢測BMP釋放時，將聚合物纖維懸浮于N,N-2-羥乙基-2-氨基乙磺酸(BES)緩沖液中并于37。C放置不同時間。放置的最長時間為8周，之后將纖維從BES緩沖液中取出，利用酶3關(guān)免疫吸附測定法(ELISA)對上清液中的BMP-2蛋白進行檢測。對于PCL混合物涂層載體，使用方法是先將BMP蛋白加入到涂料溶液中，再將其涂敷至不含BMP蛋白的PLLA纖維表面。通過改變PCL混合物中單硬脂酸甘油酯的重量百分含量(變動范圍為0~10%)即可調(diào)節(jié)涂層對于蛋白質(zhì)的釋放速率。單硬脂酸甘油酯百分含量增加，涂層的空隙率隨之增加，繼而也使得蛋白質(zhì)的釋放速率增加。對于磷酸鈣涂層載體，使用方法是將BMP蛋白整合至磷酸4丐的網(wǎng)格結(jié)構(gòu)中從而產(chǎn)生持續(xù)釋放效應。簡言之，即將BMP蛋白加至模擬體液中，并與磷酸鈣共同沉積于聚合物纖維表面。需要注意的是，當BMP蛋白與磷酸鈣的網(wǎng)格結(jié)構(gòu)結(jié)合并植入體內(nèi)5周后，只有約50°/。的BMP蛋白被釋放出來，但在植入體內(nèi)后一周，并未觀察到BMP的釋放。最后，結(jié)合了BMP蛋白的聚合物編織物在50-70。C條件下經(jīng)壓縮成型，在此溫度下大多數(shù)生長因子不會失活。多組分載體系統(tǒng)在本發(fā)明一則實施例中，根據(jù)生長因子可從復合材料的不同組成部分連續(xù)釋放這一特性，我們設計了一種持續(xù)穩(wěn)定的控釋釋放方案。首先，將少量的BMP蛋白與降解較快的組成部分結(jié)合，如腸線和PGA纖維等。由于使用的BMP蛋白量較小，BMP蛋白的"突釋"效應不會造成局部用藥過量。接著，將其余的BMP蛋白與降解較慢的組成部分結(jié)合，如磷酸鈣涂層或PCL混和涂層等。我們認為，以上兩個連續(xù)的釋放過程可確保BMP蛋白從第0天開始就能得以穩(wěn)定釋放，釋放時間可長達8個周。這種釋放方式對于人的骨愈合過程來說是非常理想的，因此人的骨愈合通常需要23個月的時間。但需要注意的是，在降解較快的聚合物材料表面的PCL混合涂層可能會減緩藥物的釋放速率。釋放動力學的測定和建才莫我們提供的復合材料在形式上即復雜又簡單。說其復雜，即該復合材料具有復雜的幾何形狀，并且是由不同組成部分的紗線及編織物以不同的填充量嵌入基質(zhì)材料中形成。然而，在對材料的降解及藥物釋放動力學進行測定及建模過程中，采用宏觀模型及偽一維幾何模型可將問題筒化。生長因子具有聚合物量，因此我們假設它在材料基質(zhì)中的溶解與擴散微乎其微，這也簡化了上述測定與建模過程。綜上。對于降解復合材料釋放動力學的研究，我們將對下列因素進行考察聚合物基質(zhì)的增塑作用對分子擴散的影響；降解過程中分子量對分子擴散的影響；復合降解與分子擴散；以及從多孔的降解部分產(chǎn)生的擴散。復合材料的釋放行為，即藥物釋放速率隨時間的變化情況，是相當復雜51的。但本發(fā)明所涉及的研究基本上采取了"所得即用"的辦法，即根據(jù)預期方式來調(diào)節(jié)復合材料的釋放行為。此外，骨組織的生長可限制藥物的擴散，這對復合材料釋放行為的研究又增加了復雜性，但我們對此并未進行深入討論。對于我們提供的復合材料，其組成及結(jié)構(gòu)上的靈活多樣使得生長因子的釋放速率得以精確控制。為了簡化分析，我們將復合材料制成圓棒，將圓棒兩端涂上環(huán)氧樹脂后，圓棒即以一維方式進行降解。在降解結(jié)束時，將圓棒切片并用空間表面分辨技術(shù)研究其形態(tài)；同時在適當?shù)臈l件下，利用掃描電子顯微鏡、光學顯微鏡及原子力顯微鏡進行形態(tài)分析。此外，在縱剖面沿徑向分布的某些整體特性(分子量，藥物濃度)可通過標準溶液分析法進行研究。降解動力學模型的建立可借鑒Lemaire等人的例子，但在建模時也有所變化，即把復合材料特有的幾何形狀納入到模型中。我們發(fā)現(xiàn)，從復合材料的末端沿軸向的藥物釋放過程竟是Lemaire等人分析的一個典型情況，這一重要發(fā)現(xiàn)盡管帶有偶然性，但卻十分有趣。體內(nèi)研究我們將對具有最佳釋放性能和理想力學強度的復合材料進行體內(nèi)研究。如果我們確定BMP蛋白像體外研究顯示的那樣，可儲存于復合材料三個不同的組成部分并能從中釋放出來，我們就能在體外研究中對復合材料用于單藥物傳遞與多藥物傳遞的效果進行比較。目前對于骨修復的一般理解是，由于骨的形成和修復受到多種因素(包括細胞外基質(zhì)和幾種生長因子)的調(diào)控，因此聯(lián)合使用生長因子對于加快骨的愈合過程具有很大的潛力。在生理條件下，這些生長因子先后參與骨的修復過程。為此，我們利用小鼠模型來進行初步的體內(nèi)研究。60只小鼠每只將接受4種植入物(兩種對照及兩種樣品)，這些植入物將被直接放置于顱蓋及異常位置。將植入物置于顱蓋及異常位置是十分重要的，這是由于動物前部骨骼要比后部骨骼更容易愈合。據(jù)了解，小鼠骨的愈合速度要遠遠超過人骨的愈合速度，因此在小鼠模型的兩處部位進行植入對于檢測不同藥物傳遞系統(tǒng)對骨形成的誘導作用是十分有利的。我們將不含生長因子的復合材料作為對照。對20只小鼠只使用重組人BMP-2;對20只小鼠聯(lián)合使用重組人BMP-2與重組人TGF-P，其中重組人BMP-2首先釋放；其余20只小鼠也聯(lián)合使用上述兩種藥物，但重組人TGF-p首先釋放。對于只使用重組人BMP-2的小鼠，每個植入物所含有的重組人BMP-2的量為21)ag;而對于其他小鼠，根據(jù)以前的研究結(jié)果，每個植入物含有21pg的重組人BMP-2及2pg的TGF-卩。對于所有60只小鼠，分別在植入后1、2、21及42天時處死，即每個時間點取5只小鼠用于研究。對植入物及周圍組織進行取材，并于10%中性福爾馬林溶液中固定。固定后，利用計算機輔助的顯微斷層成像技術(shù)(microCT)對樣品進行分析以評估新生骨的數(shù)量、高度、體積、骨密度及植入物附近新生骨的微結(jié)構(gòu)，所用分辨率為12pm()aCT40,SCANCOMedicalAG,巴塞多夫，瑞士)。對于本發(fā)明的大多數(shù)試驗，采用因子設計對各因素(材料、設計方式、加工方法、系統(tǒng)的熱力學變量)進行評價，并用單因素方差分析(ANOVA)及多元線性模型進行分析。本發(fā)明的許多特征及優(yōu)點在詳細的說明書中是顯而易見的，因此所附權(quán)利要求意在覆蓋所有落在本發(fā)明真正主旨和范圍內(nèi)的特征及優(yōu)點。另外，由于熟悉本領域的技術(shù)人員能夠很容易地對本發(fā)明做出修改和變動，因此本發(fā)明并不僅限于本發(fā)明所說明和描述的具體組成方式和操作過程，所有對本發(fā)明進行的適當修改及其等價物都可被歸為本發(fā)明范圍之內(nèi)。權(quán)利要求1、一種骨修復復合材料，包括纖芯，纖芯為第一基本單元，包括具有磷酸鈣礦物涂層的第一套紗線的組合，第一套紗線由第一組一種或多種聚合物制成；外鞘，外鞘是第二基本單元，包括第二套紗線的組合或一種或多種聚合物涂層，第二套紗線由第二組一種或多種聚合物制成；其中，所述復合物材料通過用外鞘包覆纖芯制得，并將該復合材料壓模成型使外鞘與纖芯結(jié)合。2、如權(quán)利要求1所述的骨修復復合材料，其中所述復合材料的彎曲模量與哺乳動物的骨骼相當。3、如權(quán)利要求2所述的骨修復復合材料，其中所述纖芯與外鞘的比例使得該骨修復復合材料的力學強度最大，以模擬哺乳動物的骨骼的力學強度。4、如權(quán)利要求2所述的骨修復復合材料，其中所述骨修復復合材料的彎曲模量至少為3GPa。5、如權(quán)利要求2所述的骨修復復合材料，其中所述復合材料的彎曲模量與皮質(zhì)骨接近。6、如權(quán)利要求1所述的骨修復復合材料，其中所用的一種或多種聚合物涂層包括生物可降解的聚合物，低熔點聚合物，共聚聚合物或其組合混合物。7、如權(quán)利要求6所述的骨修復復合材料，其中所述外鞘含有填充材料，該填充材料在復合材料中有助于其藥物傳遞、其孔隙率或粘聚性。8、如權(quán)利要求1所述的骨修復復合材料，該復合材料在高溫條件下經(jīng)熱壓模成型，由此低熔點的聚合物材料熔化，使高熔點的聚合物材料與其相互結(jié)合。9、如權(quán)利要求1所述的骨修復復合材料，其中所述復合材料使用溶劑進行冷壓模成型，其中溶劑汽化來熔化外鞘，從而使所述外鞘與所述纖芯結(jié)合。10、如權(quán)利要求9所述的骨修復復合材料，其中所述溶劑選自由曱苯、二甲苯、乙酸乙酯和丙酮組成的組中。11、如權(quán)利要求1所述的骨修復復合材料，其中將該復合材料于溶劑中經(jīng)受高溫，其中外鞘熔化并與纖芯結(jié)合。12、如權(quán)利要求1所述的骨修復復合材料，其中第二組聚合物包括低熔點聚合物或粘合聚合物。13、如權(quán)利要求l所述的骨修復復合材料，該復合材料為單向或多向復合材料。14、如權(quán)利要求1所述的骨修復復合材料，其中所述復合材料還含有包括藥物或生物活性劑的填充材料，其中所述填充材料用作粘合材料或用于藥物釋放。15、如權(quán)利要求1所述的骨修復復合材料，其中所述聚合物選自由膠原、透明質(zhì)酸、纖維蛋白、殼聚糖、藻酸鹽、蠶絲、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-s-己內(nèi)酯(PCL)及其他類似的聚合物組成的組中。16、如權(quán)利要求l所述的骨修復復合材料，所述磷酸鈣礦物涂層材料選自由離子摻雜磷灰石、磷酸鈣、碳羥基磷灰石、氟羥基磷灰石、氯羥基磷灰石、含硅羥基磷灰石、磷酸三釣、磷酸四鈣、三斜磷鈣、磷酸氫鈣、二水合磷酸氫鈣、磷酸八鈣、單水合磷酸鈣、a-磷酸三鈣，P-磚酸三鈣，無定形磷酸鈣、雙相磷酸鈣、缺鈣型羥基磷灰石、沉淀型羥基磷灰石、氧磷灰石、辟u酸4丐以及其他含4弓礦物所組成的組中。17、如權(quán)利要求1所述的骨修復復合材料，其中所述磷酸鈣礦物涂層完全或部分沿纖維的軸向或聚合物晶體排列。18、如權(quán)利要求1所述的骨修復復合材料，其磷酸鈣礦物涂層通過靜電、配位、離子或化學束縛的方式錨定于聚合物材料表面。19、如權(quán)利要求1所迷的骨修復復合材料，通過改變纖芯與外鞘的比例，由所述基本結(jié)構(gòu)單元形成二級和三級組織的復合結(jié)構(gòu)。20、一種制備骨修復合成復合材料的方法，包括以下步驟利用第一套紗線的多個組合制成內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)，第一套紗線由一組聚合物制成，其中所述內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)為第一基本結(jié)構(gòu)；用礦物層涂敷第一套紗線；將所述內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)切割成壓模模具的長度；將所述內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)放入該壓模模具；和對所述內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)進行壓模。21、如權(quán)利要求20所述的方法，該方法還包括用表面改性化學試劑處理第一套紗線的步驟。22、如權(quán)利要求21所述的方法，該方法還包括利用第二套紗線的多個組合或一種或多種聚合物涂層制成外部鞘結(jié)構(gòu)的步驟，第二套紗線由所述組的聚合物制成，形成的外部鞘結(jié)構(gòu)為第二基本結(jié)構(gòu)。23、如權(quán)利要求22所述的方法，該方法還包括將內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)與外部鞘結(jié)構(gòu)按適當?shù)谋壤Y(jié)合形成二級結(jié)構(gòu)的步驟，以模擬哺乳動物骨骼的力學強度。24、如權(quán)利要求23所述的方法，該方法還包括用粘合材料涂敷所述二級結(jié)構(gòu)；干燥該涂敷了的二級結(jié)構(gòu)；和將該涂敷了的二級結(jié)構(gòu)于高溫下壓模成型。25、如權(quán)利要求24所述的方法，其中所述粘合材料的熔點低于內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)和外部鞘結(jié)構(gòu)。26、如權(quán)利要求23所述的方法，還包括用PCL涂敷所述二級結(jié)構(gòu)表面；干燥該涂敷了的二級結(jié)構(gòu)；了的二級結(jié)構(gòu)單元壓模成型。27、如權(quán)利要求20所述的方法，其中內(nèi)部纖芯結(jié)構(gòu)由以下步驟形成將多股紗線集合在一起；巻起一個網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)，其中該網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)是針織的、梭織的、無紡的、編織的、疊層的、植絨或縮絨的；或?qū)⑺龆喙杉喚€與所述網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)一起巻起。28、如權(quán)利要求23所述的方法，該方法還包括利用粘合材料^吏多個二級結(jié)構(gòu)或基本結(jié)構(gòu)結(jié)合在一起，形成所需形狀的三級結(jié)構(gòu)。29、如權(quán)利要求20所述的方法，其中所述內(nèi)部纖芯設計為在縱向和橫向上均有利于水及細胞的通透率。30、如權(quán)利要求29所述的方法，其中，所述縱向通透通過內(nèi)部纖芯的通透時間、降解和/或溶解來控制。31、如權(quán)利要求29所述的方法，其中，所述橫向通透能力通過編織密32、如權(quán)利要求20所述的方法，其中所述表面改性化學試劑為-成、酸、氧化劑、離子化合物或靜電材料。33、如權(quán)利要求20所述的方法，其中所述聚合物選自由膠原蛋白、透明質(zhì)酸、纖維蛋白、殼聚糖、藻酸鹽、蠶絲、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-s-己內(nèi)酯(PCL)及其他聚合物組成的組中。34、如權(quán)利要求20所述的方法，其中所述礦物涂層選自由離子摻雜磷灰石、磷酸鈣、碳羥基磷灰石、氟輕基磷灰石、氯羥基磷灰石、含硅鞋基磷灰石、磷酸三鈣、磷酸四鈣、三斜磷鈣、磷酸氫鈣、二水合磷酸氫鈣、磷酸八鈣、單水合磷酸鈣、a-磷酸三鈣、p-砩酸三鈣、無定形磷酸鈣、雙相磷酸鈣、缺鈣型羥基磷灰石、沉淀型羥基磷灰石、氧磷灰石、硫酸鈣和其他含鉤的礦物所組成的組中。35、如權(quán)利要求20所述的方法，其中，使用磷酸鈣顆粒在溶劑或聚合物溶液中的懸液，利用浸漬涂布或壓模涂布所述聚合物纖維將所述礦物涂層通過流體力學的方式排列/涂敷于聚合物纖維上。36、如權(quán)利要求20所述的方法，其中，所述礦物涂層采用交替浸泡技術(shù)、模擬體液技術(shù)、過飽和磷酸43溶液法、浸漬涂層法，溶膠-凝膠涂層法、電泳法，電化學涂層法、擠壓涂層法、拉擠涂層法或涂刷涂層法來涂l丈。37、如權(quán)利要求20所述的方法，其中，將生長因子或其他生物活性劑添加至所述纖芯中。38、一種制備磷酸鉤增強的復合紗線的方法，包括如下步驟用表面改性化學試劑對未拉伸紗線進行處理；用磷酸釣溶液涂敷所述未拉伸的紗線，以形成磷酸鈣顆粒，這樣磷酸4丐顆粒錨定于所述紗線上形成涂敷了的未拉伸紗線；和拉伸所述涂敷了的未拉伸紗線形成涂敷了的拉伸紗線，這樣所述磷酸4丐顆粒以使所述磷酸鈣增強的復合材料模擬骨的結(jié)構(gòu)的方式取向。39、如權(quán)利要求38所述的方法，其中表面改性化學試劑為堿的、酸的、氧化的、離子的或靜電的化學試劑。40、如權(quán)利要求38所述的方法，其中利用磷酸鈣顆粒在溶劑或聚合物溶液中的懸液，采用浸漬涂布或壓模涂布所述未拉伸的紗線來使磷酸4丐顆粒通過流體力學的方式排列/涂敷于所述未拉伸紗線上。41、如權(quán)利要求38所述的方法，其中所述磷酸4丐顆粒采用交替浸泡技術(shù)、模擬體液技術(shù)、過飽和磷酸釣溶液法、浸漬涂層法、溶膠-凝膠涂層法、電泳法，電化學涂層法、擠壓涂層法、拉擠涂層法或涂刷涂層法來涂敷。42、如權(quán)利要求38所述的方法，其中所述未拉伸紗線可輕度涂lt或重度涂敷。43、如權(quán)利要求38所述的方法，該方法還包括對已涂敷的拉伸紗線再涂敷一層或多層涂層磷酸鈣的步驟。44、如權(quán)利要求38所述的方法，其中所述方法還包括用骨生長促進劑處理已涂敷的拉伸紗線的步驟。全文摘要本發(fā)明提供了一種骨修復復合材料，該復合材料包括纖芯和外鞘。纖芯為第一基本單元，包括具有磷酸鈣礦物涂層的第一套紗線的組合；第一套紗線由第一組的一種或多種聚合物材料制成。外鞘為第二基本單元，其可以是聚合物，或包括第二套紗線的組合或一種或多種聚合物涂層。第二套紗線由第二組的一種或多種聚合物制成，該復合材料通過用外鞘包覆纖芯而制成，經(jīng)壓模成型后，使外鞘與纖芯緊密結(jié)合，其彎曲模量與哺乳動物的骨骼相當；這樣通過調(diào)節(jié)纖芯與外鞘的比例使其力學強度達到最大，以模擬哺乳動物骨骼的力學強度。另外，本發(fā)明還提供了一種制備骨修復合成復合材料的方法，該方法包括以下步驟利用表面改性化學試劑處理聚合物纖維，其中該聚合物纖維為天然聚合物或合成聚合物；用礦物層包被該聚合物纖維；利用至少一種具有礦物涂層的聚合物，或利用至少一種單純聚合物纖維以形成復合材料的基本結(jié)構(gòu)。文檔編號A61F2/28GK101495065SQ200780020477公開日2009年7月29日申請日期2007年4月25日優(yōu)先權(quán)日2006年4月25日發(fā)明者蒙哥馬利·T·肖,詹姆斯·R·奧爾松,梅魏申請人:泰里福來克斯醫(yī)學公司;康涅狄格大學