多孔羟基磷灰石

关键词：

多孔羟基磷灰石（精选八篇）

多孔羟基磷灰石 篇1

临床证明,在骨修复中自体骨移植和异体骨移植的应用都受到很大限制。因此寻求一种适合骨组织修复的多孔支架材料成为当前组织工程学研究的重点[1]。具有合适的微观孔结构,是多孔支架能否发挥最优成骨效能的关键。研究表明理想的多孔结构应有大/小连通孔结构,小孔便于营养的输送和废物的排泄,大孔使成骨细胞在孔洞内游移,以保证血脉管与组织细胞的顺利生长,达到较优的成骨性能[2]。为获得多孔支架,人们发明了一系列制备方法[3,4],如静电抽丝法、溶胶-浇注法、发泡法、冷冻干燥法、有机泡沫法等,其中有机泡沫法的优点是孔隙率高,孔隙三维连通,而且孔径可通过海绵模板的不同孔径加以控制。羟基磷灰石(HA)的无机成分和晶体结构与人体骨骼相似,具有良好的生物相容性,还能传导骨生长,是一种性能优良的骨支架材料[5,6,7,8]。因此本文尝试以聚氨酯海绵泡沫为三维模板,采用有机泡沫法[9],经过高温烧结来制备骨组织工程用多孔HA支架。

1 实验

选用平均粒径为12μm的HA粉和15%(体积分数)的乙酸按照一定比例配制成陶瓷浆料,加入过硫酸铵和聚乙烯醇(PVA)分别作为引发剂和粘结剂,使其充分溶解后,将经过水解处理的聚氨酯海绵模板浸渍进去,挤出多余浆料并将干燥后的样品在1200℃烧结[10]获得多孔材料。用JSM6380LV型扫描电镜(SEM)观察多孔体形貌,并用直接称重体积法[11]计算其孔隙率。

2 实验结果与分析

2.1 多孔体形貌分析

图1为多孔HA支架的微观形貌,由图1(a)可看出,HA支架结构与海绵模板结构相似,具有相互连通的孔结构,孔隙率高,孔径较大(500～1000μm),孔壁上还有许多10～20μm的微孔(如图1(b)所示),有利于骨组织的生长、营养的输送与废物的排泄。

2.2 多孔HA支架孔隙率的影响因素

2.2.1 聚氨酯海绵水解预处理的影响

图2为海绵模板经水解处理前后的形貌。由图2可见,未处理的模板存在网格间膜,降低了模板的润湿性能,导致其挂浆能力不高(如图2(a)所示);但在碱液环境下聚氨酯海绵模板的高聚酯类成分会发生水解反应,可用碱液来除去网络间膜,增强其润湿性能(如图2(b)所示)。

图3为不同水解温度下NaOH含量对孔隙率的影响。可见,随水解温度的升高,孔隙率下降。这是因为模板的水解对温度变化很敏感,随温度的升高,模板水解度增加使泡沫失去回弹性;而同一水解处理温度,孔隙率随碱液浓度的增加呈先增大后减小的趋势,其含量在10%(质量分数)为宜。文献[12]也得出相近的结果。碱液浓度较低时,水解程度不够而造成泡沫的堵孔,使材料孔隙率不高;碱液浓度增加,模板的挂浆能力也增大,但到一定浓度时,海绵模板会失去回弹性,反而会降低水解度。因此对海绵模板的水解处理应在30℃的NaOH(10%(质量分数))中进行。

2.2.2 粘结剂含量的影响

在有机泡沫法中,添加粘结剂主要是提高素坯干燥后的强度,防止坯体塌陷[13]。本文采用聚乙烯醇(PVA)作粘结剂,其含量对支架孔隙率的影响见图4。随PVA含量的增加,浆料粘度增加,使得附在海绵模板上的浆料容易固化定型,避免了浆料的流动造成素坯堵孔,从而提高了支架的孔隙率。

2.2.3 固相HA含量的影响

固相HA的含量是指陶瓷浆料中HA的体积分数,其含量对材料孔隙率的影响如图5所示。固相HA的含量少于70%时,随HA含量的增加,支架的孔隙率上升,孔结构连通性好,在孔壁上还存在微孔结构(如图1所示),可为细胞生长和营养输送提供通道;但含量超过70%时,孔隙率下降,甚至有部分堵孔现象。可见固相HA含量过高或者过低都得不到高孔隙率的多孔HA支架。当固相HA含量较低时,粘附在泡沫体孔壁上的浆料浓度较低,含水量大而在烧结时由于水分的蒸发会得到疏松的孔筋结构,易于倒塌;而较高的固相含量可以得到较致密孔筋,但固相含量过高会使浆料流动性变差,易造成堵孔现象,导致孔隙率下降,所以固相HA含量在70%左右为宜。

3 结论

多孔羟基磷灰石 篇2

关键词：医用钛合金；表面处理；羟基磷灰石；研究进展

引言

在生物医学中钛合金主要用于骨的替代和修复，其表面涂层或者说表面改性能改善钛合金的稳定性、生物相容性与生物诱导性。[1、2]

钛合金金属材料是一种生物惰性材料，虽然生物相容性没有问题，但是并不具有生物诱导性，没有表面处理的情况下，新生骨与其表面会有炎症反应。Hulshoff[3]等人指出，在植入人体的钛表面会出现组织纤维化。要使其与骨连接的时间长达6个月。

羟基磷灰石（HA）[Ca10（PO4）6（OH）2]的成分和结构都和天然骨的无机成分类似。用不同方法合成的羟基磷灰石其组分和结构还可以调节到不同的状态，使得羟基磷灰石作为植入物时，其表面与新生骨结合很好。羟基磷灰石（HA）、氟磷灰石（FA）、磷酸三钙（β-TCP）等，都属于这一类材料。

1.等离子喷涂法

等离子喷涂法是将羟基磷灰石高温熔化为等离子体，将此等离子体加速喷射到钛合金材料上。

实验发现，在6OO℃ ～800℃温度范围内进行热处理后，HA涂层表面裂纹或边缘处出现近纳米尺寸颗粒，是涂层中非晶结晶后的HA晶体.[4]

此方法应用较早，存在的问题主要是羟基磷灰石与钛的结合主要靠物理方式，并且由于在喷射中温度梯度造成的应力残余[5、6]，造成羟基磷灰石与钛的结合不够强。

2.仿生溶液制备HA

所谓仿生溶液法，就是将钛合金放入模拟体液中，钛合金在模拟体液中像自然界中的羟基磷灰石形成一样，在钛合金表面形成羟基磷灰石涂层。

Lenka Jon等人[7]研究得到：先进行碱溶液的处理，再放入模拟体液中，钛合金的涂层为含有碳酸根的羟基磷灰石。并且涂层在20天的浸泡后并不均匀。如果将钛合金先进行酸蚀，再进行碱液处理，之后放入模拟体液中能得到均匀的羟基磷灰石。

也可以用微弧氧化的方法先对钛合金进行处理，再放入到模拟体液中。比如Won-Hoon Song[8]等人就是这样做的。他们在1和1.5倍浓度的模拟体液中都进行了浸泡，获得了羟基磷灰石涂层。

研究者[9]发现：一些基团具有沉积过程的诱导作用，比如-PO4H2，-COOH，-CONH2，-OH 和-NH2。

3.溶胶凝胶（Sol-gel）法

溶胶凝胶法在制备涂层方面是一种比较成熟的方法，比如在电子工业中制备半导体薄膜等。所以研究者也把这种方法用于在钛合金基体上制备羟基磷灰石。用这种方法的优点在于，可以在制备涂层的时候加入一些其他的元素，并且能够有效的控制各种元素的含量。比如翁文劍等[10]用乙醇体系加入含氟元素的组分，获得了含有氟的羟基磷灰石。含有氟的羟基磷灰石在溶解度，热膨胀系数方面都具有更小的特性，但是生物活性降低。Kim[11]等做了类似的工作，所不同的是他们采用的乙醇体系的组分有所不同。

溶胶凝胶法虽然具有涂层组分可调节的优点，但是这种方法不适合于各种不同的钛合金表面形状。并且涂层的结合力也还不够强。

4.其他方法制备HA

除了以上提及的方法，制备羟基磷灰石的方法还有化学气相沉积、电子束沉积[12]、离子束溅射沉积[13]、脉冲激光沉积[14]等等。这些方法都有其各自的缺点，有些制备工艺复杂，有些结合力还不够好。

5.结论

羟基磷灰石作为一种无机物，具有很好的生物兼容性，但却不具有生物诱导性。为了提高其生物诱导性，研究者开发了多种制备方法以制备复合的涂层和其他涂层，但这些涂层的稳定性还没有得到确认。

参考文献：

[1]张玉梅；郭天文；李佐臣.钛及钛合金在口腔科应用的研究方向.[j]生物医学工程学杂志.2000（02）.

[2]刘敬肖；扬大智；王强伟.表面改性在生物医用材料研究中的应用.[j]-材料研究学报.2000（03）.

[3]Hulshoff G；K Von Dijk.Evaluation of plasma-spray and magnetron-sputter Ca-P-coated implants：An in vivo experiment using rabbits [J] Journal of Biomedical Materials Research，Vol.31，329-337（1996）

[4]吕宇鹏，李士同，朱瑞富等.等离子喷涂羟基磷灰石涂层的晶化及其结构特征.[J]无机化学学报.2002，8：844-848

[5]陈艳霞，翟雪松.界面形貌对涂层残余应力影响的数值模拟.[J]太原科技大学学报，2012，33（2）：137-140.

[6]Gasik M，Keski—Honkola A，Bilotsky Y，et a1.Development and optimisation of hydroxyapatite b-TCP functionally gradated biomaterial.[J] J Mech Behav Biomed Mater，2014，30：266-273.

[7]Lenka Jon，Frank A.Muller，Jakub Strnad etc，Biomimetic apatite formation on chemically treated titanium.Biomaterials 25（2004）1187-l194.

[8]Won-Hoon Song，Youn-Ki Jun，Yong Han，Seong-Hyeon Hong etc.Biomimetic apatite coatings on micro-arc oxidized titania.Biomaterials 25（20O4）334l-3349.

[9]Qing Liu，Jiang Ding，Francis K.Mante etc，The role of surface functional groups in calcium phosphate nucleation on titanium foil：a self-assembled monolayer technique.[J] Biomaterials.23（2002）3103—3l11.

[10]赵朝霞，翁文剑，曲海波.[J]材料科学与工程学报，2005，23（2）：226

[11]Kim H W，Kong Y M，Bae C.[J]Biomater，2004，25：2919

[12]Leea E J，et al.[J] Biomaterials，2005，26：3843

[13]Chen T S，Lacefield W R.[J] Mater Res，1994，9：1284

多孔羟基磷灰石 篇3

羟基磷灰石 (Hydroxyapatite (HA或HAP) , Ca10 (PO4) 6- (OH) 2) 是理想的硬组织替代材料, 已被广泛应用于骨缺陷的修复 (如整形外科) 、骨替代和牙科等领域[1,2]。制备多孔HA陶瓷要控制孔隙结构、孔隙尺寸及孔隙间贯通[3]。

本实验采用凝胶注模成型法 (Gel-casting) 制备多孔HA陶瓷。该方法是一种成本低、可靠性高, 可生产大规格、复杂形状陶瓷产品的新型胶态原位凝固成型法, 可将高固相含量、低粘度的陶瓷浆料浇注到无孔模具中, 使浆料快速凝固, 得到具有足够脱模强度的陶瓷坯体。该方法在控制气孔形貌、气孔分布的均匀性和减小缺陷尺寸方面具有明显优势, 可获得力学性能优异的多孔陶瓷[4]。

1 实验

1.1 材料与仪器

HA粉, 四川大学国家生物材料中心;甲壳素, 大连鑫碟甲壳素有限公司;85-2型恒温磁力搅拌器, 上海司乐;ALC-110.4 电子天平, 精确度0.0001g;程控高温烧结电炉 (LH15/14) , Nabertherm, Germany;扫描电子显微镜 (Scanning Electron Microscopy, SEM, QUANTA 200) , FHI, England;X′pert pro MPD X射线衍射仪 (XRD) 。

1.2 实验方法

1.2.1 HA粉粒度分析

本实验所采用的HA粉经MALVERNMASTERSIZER粒度分析仪检测, 其体积平均粒径为5.192μm, 该粉粒径极小、比表面积大、粉体配位数 (单个颗粒周围接触的颗粒数) 高, 在烧结时可实现陶瓷致密, 粒径分布集中, 满足制备要求, 如图1 所示。

1.2.2 多孔HA陶瓷的制备

使用二甲基乙酰胺DMAc/LiCl体系溶解甲壳素, 再添加HA粉, 机械搅拌至粉体在溶胶中均匀分散, 将HA混合胶体注入特定模具中凝胶成型, 制得多孔HA陶瓷初坯, 如图2所示。

凝胶成型的坯体具有良好的脱模性和强度, 将坯体脱模并在50℃恒温箱中干燥后在烧结炉中烧结成型, 烧结过程中升温速度为3℃/min, 降温速度为 2℃/min, 最高烧结温度为1280℃, 烧结工艺如图3所示。

1.2.3 孔隙率的测定

先切取形状规则且大小合适的多孔材料样品, 测量样品尺寸, 获得样品的外观体积 (V0) , 称取试样质量 (M) , 由式 (1) 得到孔隙率[5]:

p= (V1+V2) /V0= (V0-V3) /V0=1-M/ (V0·ρ)

式中:p为孔隙率;V1为烧结体内贯通孔体积;V2为烧结体内闭孔体积;V3为烧结体陶瓷粉体所占体积;ρ为致密体材料的密度。

1.2.4 成分、形貌分析

采用X射线衍射测定自体纤维增强的多孔HA陶瓷的相组成, 选择铜靶在40mA、40kV的条件下测试;采用扫描电镜 (QUANTA 200) 观察多孔陶瓷孔隙结构和形貌。

2 结果与讨论

2.1 多孔HA陶瓷的孔隙率

多孔HA陶瓷的孔隙率与HA原粉颗粒粒径、浓度、烧结工艺、致孔剂的添加量等有重要关联, 本实验中的HA浆料与致孔剂的体积比为1∶2.5～3.0, 通过凝胶注模工艺制得初坯, 再将初坯干燥、烧结后制得多孔羟基磷灰石陶瓷。

图4 (a) 中HA浆料与致孔剂的体积比为1∶3.0, 多孔陶瓷孔隙率的平均值为83.17%;图4 (b) 中HA浆料与致孔剂的体积比为1∶2.8, 孔隙率的平均值为82.13%;图4 (c) 中HA浆料与致孔剂的体积比为1∶2.5, 孔隙率的平均值为80.15%。随着致孔剂添加量的增多, 多孔陶瓷孔隙率也增大。本研究所制得的多孔羟基磷灰石生物陶瓷的孔隙率均大于80%, 效果较好。从图4可以看出, 同组分间的孔隙率存在一定的偏差, 有待进一步改进。

2.2 形貌观察与成分分析

图5为多孔HA陶瓷的扫描电镜照片, 其中HA浆料与致孔剂的体积比为1∶2.5, 多孔HA陶瓷孔隙尺寸主要分布在350～600μm, 孔壁上存在大量孔径为60～190μm的贯通孔。从图5 (a) 可以看出, 所制得的孔为多边形, 分布均匀, 孔壁比较粗糙, 更有利于骨细胞的附着和长入;从图5 (b) 可以看出, 烧结后晶粒尺寸差异小, 分布很均匀。据文献报道, 多孔陶瓷作为植入体, 只有孔径尺寸大于150μm时才能为骨组织的长入提供理想场所;孔径尺寸大于200μm是骨传导的基本要求;孔径尺寸为200～400μm最有利于新骨生长;一般种植体的孔隙率为45%～55%, 孔隙率越高, 越有利于新骨的长入, 且力学性能降低[6]。微孔间还要有贯通孔, 研究表明, 互通孔径大于50μm才有利于骨单元在大孔内形成, 随着互通孔径的增大, 多孔羟基磷灰石陶瓷的骨传导性能增强[1,7,8]。本研究所制得的多孔HA陶瓷, 微孔直径﹑贯通孔直径﹑孔隙率均符合要求, 且陶瓷的成型性好。

图6为烧结后多孔陶瓷和HA原粉的XRD图, 从图6可以看出, HA粉体在烧结前后的衍射图很相似, 没有产生新相, 即烧结过程中HA并未发生分解。

3 结论

本研究采用凝胶注模成型法制备了多孔羟基磷灰石陶瓷, 其孔隙率均大于80%, 孔隙尺寸主要分布在350～600μm, 孔壁粗糙, 且壁上存在大量孔径为60～190μm的贯通孔, 满足新生骨组织长入材料的要求。制得的多孔HA陶瓷可望在骨组织缺失修复、组织重建、骨病治疗等骨科临床治疗方面获得良好的应用。

摘要：采用凝胶注模成型工艺制备了多孔羟基磷灰石陶瓷, 并通过X射线分析了多孔陶瓷的相成分, 采用扫描电镜观测了孔隙结构和形貌。结果表明, 所制备的多孔羟基磷灰石陶瓷的孔隙率均大于80%;孔隙尺寸主要分布在350～600μm, 孔壁上存在孔径为60～190μm的贯通孔;X射线衍射证明烧结过程未引入异质成分。所制备的多孔羟基磷灰石陶瓷具有适宜的孔隙直径和孔隙率, 且孔隙间具有良好的贯通性。

关键词：多孔羟基磷灰石,凝胶注模,孔隙率

参考文献

[1]Borhane HFellah, Pierre Layrolle.Sol-gel synthesis and ch-aracterization of macroporous calciumphosphate bioceramics containing microporosity[J].Acta Biomaterialia, 2009, 5:735

[2]S′anchez-Salcedo S, Nieto A, Vallet-Regi M.Hydroxyapa-tite/-tricalciumphosphate/agarose macroporous scaffolds for bone tissue engineering[J].Chem Eng J, 2008, 137:62

[3]游晓波, 傅荣, 屈树新.组织工程多孔生物材料的制备及表征[J].实用医院临床杂志, 2008, 5 (1) :23

[4]李伟, 韩敏芳.凝胶注模成型工艺研究进展[J].真空电子技术, 2008, (1) :34

[5]梁列峰, 翁杰.多孔羟基磷灰石陶瓷贯通性的控制与改善[J].中国生物医学工程学报, 2006, 25 (3) :351

[6]Ozgur Engin N, Cuneyt Tas A.Manufacture of macropor-ous calcium hydroxyapatite bioceramics[J].J Eur Ceram Soc, 1999, 19:2569

[7]牛金龙, 张镇西, 蒋大宗, 多孔羟基磷灰石生物陶瓷的合成和特性研究进展[J].生物医学工程学杂志, 2002, 19 (2) :302

多孔羟基磷灰石 篇4

以纳米HAP粒子为核心的复合微球具有大的比表面积, 吸附和承载药物能力强, 内部存在大量微米和纳米级尺寸的孔道, 为药物释放提供了大量的通道, 使被载药物可以连续而缓慢地释放;同时, 纳米HAP粒子包埋于凝胶网络结构中, 可以增加凝胶的机械强度[11,12]。本课题研究试图本研究拟采用超声辅助复乳法原位制备SA/HAP复合球[13,14], SA的引入可以解决多孔HAP微球粘附性差、韧性差的缺点;同时纳米HAP粒子包埋于SA凝胶网络结构中, 可以增加微球的机械强度。

1 实验

1.1 药品

药品:

四水硝酸钙Ca (NO3) 2·4H2O天津市博迪化工有限公司

磷酸氢二铵 (NH4) 2HPO4国药集团化学试剂有限公司

海藻酸钠 (粘度范围1.05~1.15Pa·s) 天津市光复精细化工研究所

环己烷国药集团化学试剂有限公司

span-80天津市福晨化学试剂厂

tween-80北京鑫洲科技有限公司

氢氧化钠上海展云化工有限公司

无水乙醇上海振兴化工一厂

所用药品均为分析纯, 所用水均为去离子水。

1.2 仪器

FA25乳化机巩义市予华仪器有限责任公司

DW-3型数显电动搅拌器巩义市予华仪器有限责任公司

KQ2200-DE型数控超声波清洗器昆山市超声仪器有限公司

HH-2智能数显恒温水浴锅巩义市予华仪器有限责任公司

LGJ-10型冷冻干燥机北京四环科学仪器厂制造

FA2104S型电子天平上海天平仪器厂

1.3 多孔SA/HAP微球的制备

内水相溶液:称取海藻酸钠0.2g, 加入22mL去离子水, 40℃左右磁力搅拌充分溶解, 得到溶液1;继续称取磷酸氢二铵0.804g溶于溶液1中, 用NaOH溶液调节pH至10, 作为内水相溶液。

W/O初乳液:将3mL司盘80溶于50mL环己烷中, 磁力搅拌充分溶解, 作为油相。将内水相溶液倒入油相1 000r/min快速搅拌, 同时超声10min后得到白色的W/O初乳液。

W/O/W复乳的制备:配0.5 M四水硝酸钙溶液160mL作为外水相溶液;将上述W/O初乳液倒入外水相, 400rpm搅拌10min后加入表面活性剂吐温80, 继续搅拌形成W/O/W复乳。

在上述复乳体系中, 外水相包含油相的微滴, 每个油相液滴中内含一个或者几个分散隔离的内水相小囊泡, 在此复乳体系中存在两个界面:外水相与油相的界面 (界面2) 、油相与内水相界面 (界面1) 。 (见图1) 。在实验条件下, 当Ca2+扩散到内水相, 与内水相中的HPO42-发生如方程式 (1) 所示反应, 生成HAP。

扩散到内水相的Ca2+在参与反应生成HAP的过程中也起到了内水相中SA交联剂的作用, 内水相的SA溶液在Ca2+作用下原位发生胶凝作用, 形成了稳定的凝胶核, SA凝胶核的多孔网络结构使Ca2+在内水相内部生成HAP的反应受到抑制, HAP更多的在界面1上沉淀下来。

SA/HAP复合球的制备:制备的复乳常温搅拌24h使反应充分, 反应完成后乳液分层, 将有机溶剂旋转蒸干后, 3 500rpm离心得到粗产物, 依次用环己烷、丙酮、无水乙醇洗涤两次, 冷冻干燥48h制得产品。

1.4 复合球测试表征

利用X射线衍射仪 (XRD, 型号:D/Max-RB, 日本Rigaku公司) 对产物进行X射线图谱分析, 测试角度选择10°~80°;产物粉末进行KBr压片后, 傅里叶红外光谱分析仪 (FTIR, 型号:Nexus, 美国Thermo Nicolet公司) 分析产物的化学组成;产物粉末喷金, 进行扫描电镜 (SEM, 型号:JSM-5610LV, 日本Jeol公司) 观察;将产物用无水乙醇分散后铜网打捞, 待无水乙醇挥发后进行透射电镜 (TEM, 型号:H-600STEM/EDX PV9100, 日本HITACHI公司) 观察。

2 实验结果

2.1 不同反应温度对多孔SA/HAP微球形貌的影响

配制三份0.3 M磷酸氢二铵溶液, 按2.4中的实验方法操作, 反应温度分别保持在常温 (25℃) 、50℃和80℃, 400rpm搅拌反应24h。得到三份产物, 分别进行SEM表征, 结果见图2。

从图2可以看到25℃反应温度下得到的微球表面光滑;图2 (b) 中可以看到50℃反应温度下得到的复合微球有两种表面形貌, 一种为具有网络结构的凝胶微球, 一种为表面相对光滑的微球, 当温度T升高时, Ca2+扩散速率加快, Ca2+扩散进入内水相后, HAP的生成反应开始, 同时, 内水相中的SA也开始发生交联反应, 粒径大的内水相中形成的凝胶将反应生成的HAP沉淀包覆于其中, 在冷冻干燥条件下形成具有高孔隙率的网络结构的凝胶微球, 而粒径小的内水相中生成SA凝胶颗粒较小, 反应中在界面上沉淀下来的HAP颗粒将SA凝胶球表面孔隙填充紧实, 形成表面光滑的复合球。

当反应温度继续升高到80℃时, 从图2 (c) 中可以看到产物基本已经没有明显的球形粒子了, 整体成团簇状结构, 这是由于温度进一步的升高, 导致乳液不稳定, 生成HAP的反应还未完成就发生了破乳现象。

2.2 不同反应时间对多孔SA/HAP微球形貌的影响

实验中发现反应时间是另一个影响产物形貌的重要因素。将反应温度固定为25℃, 由于反应温度较低, 离子扩散速度较慢, 反应进行的时间较长, 所以反应时间分别设计为12h、24h和36h, 按照1.3中的实验方法操作, 得到三份产物, 分别进行SEM表征, 结果见图3。

从图片上可以看到不同反应时间所制备的产物形貌有很大差别, 随着反应时间的延长, 可以看到多孔微球的形成过程。反应12h后制得的微球由于生成的HAP壳层较薄, 在后续的处理过程中基本碎裂, SEM图片上只看到很少量的球形产物存在;当反应时间延长到24h, 形成的复合球在后续处理中有足够的强度保持形貌稳定。当反应时间延长到36h, HAP继续在复合球表面沉淀, 明显看到复合球表面粗糙度提高, 由于新增加的为HAP纳米晶粒, 表面能大, 所以产物之间的团聚也加剧了。

2.3 多孔SA/HA微球的成分分析

配两份0.3M磷酸氢二铵溶液, 按1.3中的实验方法操作, 反应温度都控制在25℃, 400rpm搅拌反应24h, 得到的产物1。取其中一份产物在700℃灼烧8h完全烧除有机物, 冷却后得到产物2。将两种产物分别在研钵中研成细小粉末, 进行XRD与IR测试分析产物的成分组成, 结果如图4、图5所示。

从图4可以看到冷冻干燥的产物XRD图峰宽化, HAP特征衍射峰不明显, 这与微球中HAP颗粒为纳米级, 结晶度低有关。而高温煅烧后的产物XRD图谱中各衍射峰变窄而尖锐, 峰强提高数倍, 因为HAP的晶粒随着温度的升高在进一步发育完整, 晶化程度有很大提高。与羟基磷灰石标准JCPDS卡片 (卡片号25-0166) 比对后, 在图中标出衍射峰对应的HAP晶面, 进一步说明复合球中存在HAP相。

从图5 (c) 中可以看到SA的特征峰:3 396cm-1处的大宽峰是—OH的伸缩振动峰, 1 600~1 700cm-1处为CO的特征峰, 1 425cm-1、1 384cm-1处为 (COO) -的对称伸缩振动峰;由于部分海藻酸钠分子中的COO-基团与Ca2+交联, 因此发生峰裂分, 产生两个峰;同时, 还可以看到900~1 200cm-1和400~650cm-1处PO43-离子的反对称伸缩振动和弯曲振动的特征峰;对比这些红外光谱可以看出, 复合微球中同时出现了SA与HAP的特征吸收峰, 说明了复合微球含有HAP和SA成分;并且相比于纯物质, 在SA/HAP复合球的IR图中, 这些特征峰峰强变大, 峰形也发生了变化, 也说明了SA中的COO-基团有一部分与Ca2+发生了交联反应。

3 结论

多孔羟基磷灰石 篇5

角膜病患病率高、致盲性强,是世界上仅次于白内障、排名第二位的致盲眼病,人角膜供体移植是治疗角膜致盲患者最有效的方法[1]。但角膜供体资源的严重匮乏,以及角膜大面积瘢痕化、深度血管化等导致的移植失败,使得人工角膜移植成为广大角膜盲患者重见光明的最后希望[2]。

人工角膜由中心光学和裙边支架两部分组成[3]。目前,支架材料主要由聚乙烯醇(PVA)与羟基磷灰石(n-HA)等材料所制成,其具有三维网络结构,有很好的柔韧性和高弹性能,能减小对周围细胞和组织的机械刺激[4,5,6,7]。其中纳米羟基磷灰石具有良好的生物活性、较高的力学性能以及化学稳定性等优点,能在水凝胶中起到骨架和增加力学性能的作用[8];聚乙烯醇水凝胶具有毒性低、力学性能优良、吸水性强等优点,但是PVA水凝胶没有生物活性,不能与组织形成生物性键合,植入人体后存在感染和脱出等问题[9]。因此,PVA/n-HA水凝胶目前最大的症结就在于生物相容性[10],而这也恰恰是影响人工角膜植入成败的关键因素[11,12]。

为此,本工作将胶原(Ⅰ-Col)[13]引入人工角膜材料中,因为胶原具有特有的网状结构和生物相容性,无抗原性,能与细胞周围基质相互作用,并可降解成为细胞组织正常生理功能的一部分,促进细胞生长代谢[14]。通常采用的物理交联法[15,16]制备的水凝胶,其分子间作用力较弱,力学性能较差。为此本工作采用化学物理法[17]制备多孔纳米羟基磷灰石/Ⅰ型胶原/聚乙烯醇水凝胶生物材料,即先通过戊二醛化学交联,同时表面活性剂OP-10发泡致孔,后冷冻解冻物理交联法来得到具有优异的力学性能、适用于人体生理负载环境、具有优良生物相容性的复合水凝胶材料,以期开发出新型功能优良的人工角膜支架材料。

1 实验

1.1 原料与仪器

纳米羟基磷灰石(医用级,≥99%),上海凯川化工公司;聚乙烯醇(PVA-124,医用级),广东省光华科技股份有限公司;Ⅰ型胶原溶液(Ⅰ-Col,医用级),日本进口Wako-IFP;50%戊二醛(GA,医用级),上海东土化工进口有限公司;壬基酚聚氧乙烯醚(OP-10,分析纯),天津市科密欧化学试剂开发中心;新西兰大白兔(1.5~2.0kg),广东省医学实验动物中心;兔上皮细胞培养基5μg/L,天津市灏洋生物制品科技有限责任公司;表皮生长因子EGF,Sigma公司;20%胎牛血清,Gibco;磷酸缓冲液(PBS),自制(pH为6.86±0.01,邻苯二甲酸氢钾、混合磷酸盐、硼砂);5%MTT二甲基亚砜,Sig-ma公司;去离子水以及无菌水,自制。

1.2 纳米羟基磷灰石/Ⅰ型胶原/聚乙烯醇复合水凝胶的制备

常温常压下,称取一定量的PVA与去离子水按比例混合,加热至95℃,搅拌使其溶解。另将纳米羟基磷灰石与去离子水按一定比例混合,进行超声分散。每隔一定时间依次加入一定量的均匀分散在去离子水中的n-HA、胶原、表面活性剂OP-10、戊二醛进行化学交联。将产物倒入模具中,冷冻成型(冷冻温度约为-20℃,时间为12h),然后将试样于室温下放置2~4h融化,如此冷冻-解冻过程反复进行多次。最后在室温下用去离子水浸泡,每6h换一次水,浸泡24h。除去乳化剂以及剩余的交联剂,制备得到该多孔复合水凝胶。之后分别考察不同戊二醛浓度(m(PVA)∶m(n-HA+Ⅰ-Col)=7∶1,冷冻解冻5次)及不同冷-解冻次数(m(PVA)∶m(n-HA+Ⅰ-Col)=7∶1,戊二醛的浓度为0.04mol/L)对复合水凝胶性能的影响。

1.3 材料的性能表征

(1)含水率和孔隙率

将水凝胶试样用滤纸擦干表面的水分后称重,得凝胶试样的平均湿重m1(g);然后将该试样在50℃真空干燥至恒重后再称重,得凝胶的平均干重m2(g),用排除体积法测其湿态体积V,水凝胶的含水率CW和孔隙率P的计算公式为(每个样品测试3个平行样数值,计算平均值得出结果):

(2)拉伸强度

按照国标GB/T 10402-1992塑料拉伸性能试验方法制样,将复合材料试样裁剪成面积为10mm×40mm块状物,其中测试长度20mm,厚度0.3mm,拉伸速率30mm/min,测试温度25℃,用微机控制万能电子拉力机测试其拉伸强度。

(3)扫描电子显微镜(SEM)观察

将处于溶胀平衡状态的水凝胶复合材料试样切成长3cm×3cm小块,放入-30℃冷冻干燥箱中冷冻40~50min,后抽真空干燥24h,直至试样干燥完全。试样断裂后暴露横切面、固定、喷金,用日立S-3400N型扫描电子显微镜对样品的表面和断面的微观形貌进行观察。

(4)傅里叶变换红外光谱(FT-IR)检测

将真空干燥后的水凝胶研磨成粉末试样与光谱纯的KBr压片,用日本岛津制作所IRAFFINITY-1(CHINA)傅里叶变换红外光谱仪进行测试,扫描波数范围为400~4000cm-1。

1.4 生物相容性评价

生物相容性评价[18]主要依据世界标准化组织(ISO)制定的10993系列标准,及国标GB/T16886系列标准进行实验。

试验样品:支架材料样品组为:m(PVA)∶m(n-HA+Ⅰ-Col)=7∶1,戊二醛的浓度为0.04mol/L,冷冻解冻物理交联5次,对照组为空白试样。

上皮细胞的原代培养:根据国家标准GB/T 16886.12制备样品的浸提液,采用组织培养法于含有样品浸提液的培养液中对兔角膜上皮细胞进行原代培养,用倒置显微镜观察复合水凝胶对细胞形态的影响。

细胞毒性实验:兔角膜上皮细胞采用组织培养法进行原代培养,取细胞培养第7天的细胞采用MTT比色法对复合水凝胶进行毒性分级实验。选择490nm波长,在酶联免疫检测仪上测定样品的光吸收值(OD),通过式(3)计算相对增殖率(Relative proliferation rate,RGR),并按照国家医疗器械生物学评价标准GB/T 16556-1997判断复合材料的毒性分级[19,20]。

细胞毒性分级标准为:RGR≥100%为0级;75%~99%为Ⅰ级;50%~74%为Ⅱ级;25%~49%为Ⅲ级;1%~24%为Ⅳ级;0为Ⅴ级。其中0级和Ⅰ级表示无细胞毒性;Ⅱ级表示可能有细胞毒性;Ⅲ级以上表示有细胞毒性。

2 结果与讨论

2.1 复合水凝胶的含水率

图1和图2为化学交联剂戊二醛浓度和冷冻解冻物理交联次数对复合水凝胶材料含水率的影响。高含水率的水凝胶可保持角膜湿润,并有一定的柔韧性,可避免因机械压力引起人工角膜手术失败。由图1可见,n-HA/PVA/Col水凝胶含水率均在70%以上,符合人工角膜支架材料的含水率要求。其中当戊二醛浓度达到0.04mol/L时,复合材料含水率达到最高(75.98%)。作为化学交联剂的戊二醛可以使Col分子间相互交联呈网状结构。在PVA含量一定的情况下,戊二醛加入的浓度越大,Col与PVA分子间互穿交联网络结构的交联度越大,可以吸收更多的水分,因而其含水率增大。但当戊二醛的量过大时,分子链间的交联度增大,凝胶结构变得致密,导致凝胶含水率下降。

从图2可见,该水凝胶复合材料的含水率随冷冻解冻物理交联次数的增加而缓慢上升。通过冷冻解冻物理交联增加复合材料形成氢键的数目以及孔隙率,故其含水率缓慢上升。另外还测得该复合材料的含水率随胶原含量的增加而先上升后下降。这是因为胶原是天然支架材料,本身具有大量的羟基和氨基等亲水基团,经过交联后能与n-HA和PVA形成更多孔隙以便吸收更多的水分。但当胶原溶液的用量过多时,水凝胶中非交联的胶原量增加、变软,难包含水分,故引起含水率下降。

2.2 孔隙率分析

图3和图4给出了不同情况下的复合水凝胶材料的孔隙率。从图3可见,n-HA/PVA/Col水凝胶的孔隙率随化学交联剂浓度的增加而先上升后下降。这是由于随戊二醛的浓度增加,复合材料的交联度增大,交联网络逐步形成,孔隙率也增大。当戊二醛浓度达到0.04mol/L时,复合材料孔隙率最大达到68.09%。随后戊二醛浓度增大,交联密度增大,孔径和孔隙率变小。图4中水凝胶复合材料的孔隙率随冷冻解冻物理交联次数的增加而逐步上升,冷冻解冻使PVA水溶液的分子运动状态被“冻结”下来,分子链间以范德华力和氢键紧密结合,成为紧密有序的微区“缠结点”。测定得该复合水凝胶材料的孔隙率随胶原含量的增加而先上升后下降。添加胶原量过多会使非交联的胶原量增加,导致复合材料变软,韧性降低。

2.3 复合水凝胶的力学性能

人工角膜支架材料植入患者眼睛后须能承受一定的眼压。因此力学强度是人工角膜的支架材料的重要性能指标。由图5可见,水凝胶的拉伸强度随着戊二醛浓度的增加而增大。戊二醛的适量加入可以迅速增加复合材料的交联度和微晶结构,因此拉伸强度增大。由图6可见,n-HA/PVA/Col复合水凝胶随着冷冻解冻次数的增加,其交联度增加,材料力学性能增大。拉伸强度在5次时增至3.91MPa,随后保持稳定,增长缓慢。同时还测得该复合水凝胶材料随着胶原溶液的用量的增加,拉伸强度先增大随后逐渐下降。胶原溶液的用量过多,水凝胶中非交联的胶原量增加,导致复合材料变软,韧性降低,因而拉伸强度下降。但其拉伸强度变化范围为3.21~3.87 MPa,人体正常的眼压为1.47~2.79kPa。因此复合水凝胶材料的最低拉伸强度远大于人体正常眼压,满足人工角膜支架材料的力学性能要求。

2.4 SEM分析

SEM分析表明,冷冻解冻物理交联次数对复合水凝胶微观形貌影响较大,而戊二醛浓度则对其微观形貌无明显影响。图7为不同冷冻解冻物理交联次数制备的n-HA/PVA/Col复合水凝胶材料的扫描电镜图。图7反映出冷冻解冻交联次数对水凝胶结构的影响较大:随冷冻解冻交联的次数增加,孔洞结构从平面微孔结构到多孔贯穿结构变化。当冷冻解冻物理交联5次时形成了孔中有孔、孔结构相互贯通且大小适中、分布较均匀的三维多孔结构。该多孔结构具有较高的孔隙率和较大的比表面积,有利于角膜移植后成纤细胞的粘附生长,血管和神经的长入,以及水分和无机物代谢及代谢废物的排出,防止术后眼睛外部细菌进入眼内感染而发炎。

2.5 复合水凝胶的红外分析

图8为n-HA/PVA/Col复合水凝胶的红外光谱,可以得出:复合水凝胶的n-HA的-OH伸缩、弯曲特征吸收峰3577cm-1和631cm-1对应为n-HA中的3372cm-1和585cm-1,表明有氢键生成,且n-HA掺入了复合水凝胶中。而对应于Col位于1228cm-1处的N-H变角振动峰消失,以及1576cm-1处的C-N伸缩振动特征峰也向低频方向迁移至1435cm-1处,并且强度明显减弱,说明Col的-CO-NH-基团与戊二醛发生了化学交联反应。PVA的-OH伸展峰(3418cm-1)复合后特征伸缩峰变宽变强并向低波数移至3372cm-1,表明在水凝胶复合材料中n-HA、Col以及PVA三者发生了物理交联,形成很强的氢键作用,扰乱了n-HA以及PVA的结晶形态。PVA中-OH弯曲振动峰(608cm-1)和结晶峰(1394cm-1)在复合后消失,1037cm-1处的C-O振动峰移向高波数1106cm-1(与PO43-的峰重合),表明PVA中-OH与戊二醛发生了化学交联反应。

2.6 生物相容性分析

(1)细胞增殖实验分析

将样品进行原代培养12h后可见角膜上皮细胞逐渐从角膜组织块边缘长出,原代培养7天内细胞增殖迅速,细胞多呈梭形、为活细胞且排列紧密(见图9),说明该复合水凝胶具有良好的生物相容性。

(2)细胞毒性分析

MTT法测定加样后样品及空白对照组的OD值、相对增殖率RGR及毒性评级结果如表1所示,分析可得:n-HA/PVA/Col复合水凝胶在角膜上皮细胞的相对增殖率均大于97%,细胞毒性为Ⅰ级,达到国际要求的0级和Ⅰ级,属于合格医用材料。

3 结论

(1)采用先化学交联、后物理交联制得了多孔n-HA/Ⅰ-Col/PVA复合水凝胶,制备中通过与戊二醛反应的化学交联以及材料内部物质间的物理交联,从而交织成网状结构。

(2)当m(PVA)∶m(n-HA+Ⅰ-Col)=7∶1,戊二醛浓度为0.04mol/L,冷冻解冻物理交联5次时,复合水凝胶材料具有较好的综合性能:含水率为70.41%,孔隙率为58.95%,拉伸强度为3.87MPa。

(3)经过细胞增殖及毒性实验测试可得:细胞毒性为Ⅰ级,达到国际要求,属于合格医用材料,且生物相容性良好。该复合水凝胶兼具高含水率、良好的力学性能以及生物相容性,有望用作人工角膜裙边支架材料。

摘要：以纳米羟基磷灰石(n-HA)、Ⅰ型胶原(Ⅰ-Col)、聚乙烯醇(PVA)为原料,采用化学-物理交联法制备人工角膜支架材料。通过对比测试其含水率、孔隙率、力学拉伸性能、扫描电镜及红外光谱,探讨了戊二醛加入浓度和冷冻解冻次数对材料性能的影响。结果表明当m(PVA)∶m(n-HA+Ⅰ-Col)=7∶1,戊二醛浓度为0.04mol/L时,复合水凝胶材料具有较好的综合性能:含水率为70.41%;孔隙率为58.95%;拉伸强度为3.87 MPa;红外分析表明原材料与交联剂之间产生了交联反应;扫描电镜分析表明经冷冻解冻物理交联5次,该复合水凝胶呈均匀三维多孔结构;生物相容性实验测得兔角膜上皮细胞增殖良好,毒性为Ⅰ级,达到国际要求,属于合格医用材料。

废弃蛋壳合成羟基磷灰石的方法比较 篇6

羟基磷灰石是重要的生物陶瓷材料。迄今为止，尚未发现天然矿物，故制备只能依赖人工合成。其中原料以珊瑚为主，缺点是成本高，不利于可持续性发展。本文的主要钙源采用废弃蛋壳[1]，分别通过水热法、微波法和煅烧法合成羟基磷灰石。既能减少环境污染，还能节约资源，具有较好的研究和开发利用价值。

2 实验部分

2.1 试剂和仪器

蛋壳粉，含Ca CO39 3%，预处理；二水磷酸氢钙，分析纯，天津光复精细化工研究所；无水乙醇，分析纯，天津红岩化学试剂厂；溴化钾，光谱纯，天津化学试剂三厂。数控超声波清洗器，昆山超声仪器有限公司，KQ5200DB；微波炉，Galanz,WD900；远红外线干燥箱，北京光争仪器设备厂，H W-1 0；鼓风干燥箱，重庆试验设备厂，CS101-2AB；高压釜，200℃，3Mpa；微波炉，Galan z,WP 70 0；箱式电阻炉，天津华北实验仪器公司，SX2-2.5-1 0；紫外可见分光光度计，上海精密科学仪器公司，756CRT；富立叶变换红外光谱仪，美国尼高力仪器公司，M AG NA-IR5 5 0Ⅱ。

2.2 实验部分

2.2.1 蛋壳粉的预处理。

蛋壳洗净，超声波处理后壳膜分离，放入微波炉（Galanz,WD900）中100℃加热1 min后研磨。

2.2.2 水热法合成。

以蛋壳粉和CaHPO4·2H2O为反应物，按钙磷物质的量比为1.67进行称量。分别研磨5min,混合均匀后再研磨20min。混合物中加适量水，90℃水浴，恒温磁力搅拌6h。抽滤、干燥、研磨。将混合物放入25m L高压釜中并加5mL蒸馏水，在鼓风干燥箱中195℃热处理8h。产物经抽滤并用蒸馏水及无水乙醇洗涤至pH值为7[2]。所得产物在远红外干燥箱中烘干。

2.2.3 微波法合成。

前期原料处理同水热法。将混合物转移至聚四氟乙烯烧杯，放入微波炉（Galanz.WP700）高火持续加热15min。后续产物处理同水热法。

2.2.4 煅烧法合成。

前期原料处理同水热法。将混合物转移至坩埚中，放入箱式电阻炉中，900℃煅烧6h[3]。后续产物处理同水热法。

2.2.5 羟基磷灰石的表征

2.2.5. 1 钙磷比的定量测定。

钙含量的测定采用EDTA法[4]，磷含量的测定采用钼蓝比色法[5]。

2.2.5. 2 红外光谱。

采用溴化钾压片，样品与溴化钾的比例约为1∶10，充分研磨。用FW-4型压片机进行压片。放入富立叶变换红外光谱仪（波数范围4000 cm-1～4 0 0 c m-1）中，得到样品的红外光谱图。

3 结果与讨论

3.1 钙磷比的定量测定。

煅烧法合成的羟基磷灰石中Ca与P物质的量比为1.657,与理论值1.67相近。

3.2 羟基磷灰石的红外光谱

图1为水热法合成羟基磷灰石红外光谱[6]，其中561.8cm-1,599.1cm-1处是磷酸根的弯曲振动吸收峰；628.1cm-1是结构羟基的弯曲振动吸收峰；964.1cm-1,1034.6cm-1,1092.6cm-1处是磷酸根的伸缩振动吸收峰；877.0cm-1处是碳酸根的吸收峰，且在1412.0cm-1和1465.9 cm-1处出现分裂，说明碳酸根进入了羟基磷灰石结构中；3419.4cm-1是水的吸收峰；35 68.7 cm-1是结构羟基的伸缩振动吸收峰。

图2为微波法合成羟基磷灰石红外光谱，其中561.8cm-1,603.2cm-1处是磷酸根的弯曲振动吸收峰；669.6cm-1是结构羟基的弯曲振动吸收峰；955.8cm-1,1034.6 cm-1,1109.2cm-1处是磷酸根的伸缩振动吸收峰；872.8cm-1处是碳酸根的吸收峰，且在1412.0cm-1和1461.8cm-1处出现分裂，说明碳酸根进入了羟基磷灰石结构中；3431.8cm-1是水的吸收峰；35 64.5 cm-1是结构羟基的伸缩振动吸收峰。

图3为煅烧法合成羟基磷灰石红外光谱，其中549.3cm-1,574.2cm-1处是磷酸根的弯曲振动吸收峰；607.4cm-1是结构羟基的弯曲振动吸收峰；972.4cm-1,1042.9cm-1,1092.6cm-1处是磷酸根的伸缩振动吸收峰；碳酸根在1457.6cm-1,1470.0cm-1处出现分裂，说明碳酸根进入了羟基磷灰石结构中；3568.7cm-1是结构羟基的伸缩振动吸收峰。

结果表明:三种方法均可以制得羟基磷灰石,但所制得产品有所差别。水热法制得的HAP含有碳酸根和水,与人骨相似,结构很完整。微波法制得HAP的结构羟基特征峰不明显。煅烧法制得的HAP,由于煅烧温度太高而没有水的吸收峰。

4 结论

以废弃蛋壳为原料制备的羟基磷灰石与文献相符，具有十分相似的组成，说明其可能具有良好的生物活性。

三种合成方法各有优缺点。微波合成法操作步骤最简单，反应时间最短，获得产物较多，而且所用仪器方便易行，家用微波炉即可，单从实验室制羟基磷灰石的角度出发，微波合成最为合适。水热合成法所用鼓风干燥箱为一般化学实验室必备设备，但是受高压釜容积限制，获得产物量有限，所用时间最长，不适合大量合成。煅烧合成法的优点为合成产物量较大。缺点为所需条件最苛刻，需要900℃高温。在生产实践中，我们可以根据实际需要选择合适的方法。

摘要：以废弃蛋壳为原料,分别通过水热法、微波法、煅烧法合成了羟基磷灰石。用钙磷比的定量测定和红外光谱进行了表征。比较了三种方法的优缺点。

关键词：羟基磷灰石,合成,比较,蛋壳

参考文献

[1]唐文清,曾光明,曾荣英,等.碳羟基磷灰石对废水中Zn2+的吸附性能及机理研究[J].金属矿山,2007,3:73-77.

[2]邹建陵,匡云飞,李毅.多孔羟基磷灰石生物材料的制备[J].衡阳师范学院学报.2003,6:48-49.

[3]张力,王辉,汪超,等.载银羟基磷灰石的合成及其抗菌测试[J].研究论著.2004,7:22-23.

[4]华中师范大学,东北师范大学,陕西师范大学,北京师范大学.分析化学实验[M].3版.北京:高等教育出版社,2001.

[5]杨辉,张智维,罗艳军,等.羟基磷灰石中磷测定结果影响因素的研究[J].陕西科技大学学报.2004,5:126-129.

镁表面制备羟基磷灰石涂层方法研究 篇7

关键词：溶胶-凝胶法,羟基磷灰石,工业纯镁

由于生物医用金属材料有良好的力学性能以及可加工性能优势,在替代和修补人体硬组织方面占有重要的地位;目前硬骨组织替代材料应用最多的是钛及钛合金、不锈钢、钴铬合金,但是这些材料都存在一定的局限性,弹性模量高与人骨不匹配,生物惰性材料长期固定在人体组织中有引发炎症的隐患,成为制约其发展的瓶颈[1]。金属镁及其合金由于其弹性模量与生物骨较为接近、有很好的生物相容性能[2]等优点已经引起国内外越来越多研究者的关注,使其成为继钛基金属生物材料后又一研究方向。动物植入试验研究表明,镁基材料作为可降解植入材料对人体无明显毒性[3],弹性模量与人体相近,在人体内可以腐蚀并降解,镁离子是人体所必须的金属离子,从而被人体所吸收[4,5]。但是,镁及镁合金的化学性质活泼,耐腐蚀性能差,在体内具有极高的降解速率。对镁和镁合金进行表面改性,己成为解决镁合金在生物材料领域产业化应用的关键。

羟基磷灰石HA[Ca10(PO4)6(OH)2]是动物与人体的牙齿和骨骼的主要无机成分[6],能与自然骨产生化学结合,可增强骨愈合作用;但陶瓷的脆性限制了其在骨组织替换中的应用。开发羟基磷灰石/金属生物复合材料已成为目前各国学者研究最为活跃的领域之一。在金属表面制备羟基磷灰石涂层,主要有等离子喷涂法[7]、激光熔覆法[8]、仿生溶液法[9,10]、电化学沉积法[11]、阳极牺牲法[12]、溶胶-凝胶法[13]等。

其中溶胶-凝胶法具有设备简单,成本低廉,操作方便等优点。实验中采用溶胶凝胶法在工业纯镁表面制备了羟基磷灰石(HA)涂层,利用HA对纯镁进行表面改性,设想它能控制镁的降解速率,保持金属材料的力学强度,解决镁在生物体内受体液的腐蚀问题,以期获得具有良好生物性能和力学性能的复合型生物材料。对涂层的结晶性质、结晶形貌进行了测试分析,并探讨了热处理温度对涂层的影响以及涂层的生成机理。

1 材料与方法

1.1 材料

四水硝酸钙(Ca(NO3)2·4H2O)、五氧化二磷(P2O5)、氨水、无水乙醇等,实验中所用的其它试剂均为分析纯。

基体为99.9%的纯镁,首先将纯镁线切割成20 mm×20 mm×10 mm的长方体,先用180号水砂纸打磨,再用400号砂纸打磨,再将打磨过的试样分别在蒸馏水、无水丙酮、蒸馏水中超声清洗20 min,取出晾干等待涂层。

1.2 制备羟基磷灰石溶胶

实验采用溶胶-凝胶法制备羟基磷灰石。根据钙磷Ca/P物质的量比为1.67计算,首先分别配制Ca(NO3)2·4H2O和P2O5的乙醇溶液,然后把陈化12 h后的P2O5醇溶液缓慢滴加到Ca(NO3)2·4H2O的醇溶液中,用氨水调节pH=8并磁力搅拌30 min,最后在室温下陈化24 h,获得白色透明的溶胶[14]。

1.3 制备镁表面羟基磷灰石涂层

实验采用旋涂法在镁表面制备羟基磷灰石薄膜,把镁基片吸附到KW—10A SPIN COATE匀胶机上,室温下将HA溶胶滴加在基片表面,以1 500 r/ min的旋涂转速转动20 s,然后把涂层基片放置到60 ℃的真空干燥箱中干燥30 min,取出后置于马弗炉升温到一定温度保温,得到HA涂层。制备过程中,同时制备相应的粉体进行表征。

1.4 测试分析

实验样品的物相分析用日本理学RIGAKU D/MAX—IIIC型X射线衍射仪上进行的。采用Cu靶(λ=0.154 18 nm),扫描范围为20~60°。

用日本电子(JEOL) JSM—7500F型扫描电子显微镜观察HA涂层的形貌。

2 结果与讨论

2.1 涂层形貌的SEM分析

将溶胶采用匀胶旋涂法涂覆在镁片表面上,等表面涂层转变成凝胶后,分别在400 ℃和500 ℃、600 ℃下进行热处理。制备得到的样品的表面形貌如图1所示。

从(a)图可以看出,经300 ℃处理的样品表层为鳞片状物质,存在一些孔洞,不够致密,说明涂层

还未完全覆盖样品表面。从(b)图可以看出,经400 ℃处理的试样表面粗糙,涂层的表面主要由粒状颗粒和球状的大颗粒组成,涂层表面出现的裂纹可能是由于煅烧过程中收缩而造成的。从(c)图可以看出,经500 ℃热处理的样品表面致密,并且沉积比较均匀,晶粒形貌清晰,HA涂层覆盖了整个基体表面,短棒状颗粒相互堆积在一起,并生长联结成片,将基体Mg包裹完全。

2.2 XRD分析

由于X射线对于HA的透射深度约为30.8 μm[15],本实验获得的涂层较薄,X射线将穿透涂层到达Mg基体,除了HA的衍射峰外还有较强的Mg基体的衍射峰;为了消除杂峰的影响,我们将同时制备的相应粉体进行分析。图2为HA凝胶于500 ℃热处理后得到的粉体样品的XRD图。

从图2可以看出,衍射峰主要集中区2θ=22°~35°出现了HA的衍射峰(002)、(211)、(300)和(202),而且HA的主要衍射峰全部出现,与JCPDS09—0432HA的衍射峰一致,凝胶在热处理过程中已经充分转化为HA粉体,而且得到的HA粉体结晶度较高,较纯。

2.3 煅烧温度对涂层性能的影响

本实验由于选用的是在纯镁表面进行涂层,考虑到镁的熔点较低,因此选择了热处理温度为(300 ℃、400 ℃、500 ℃)来进行热处理。

热处理温度较低时(300 ℃),不利于晶体生长,晶体状态不明显。温度升高到400 ℃时,表现出晶粒持续均匀的生长,涂层变厚,镁基片表面生成较大量的沉积物,基本覆盖了整个基片表面。经500 ℃热处理的样品晶体快速生长,表面致密,短棒状晶粒形貌清晰,并生长联结成片,凸凹不平,HA涂层的粗糙表面有利于将宏观的剪切应力部分转化成局部的正压应力,使涂层在应力下保持稳定。

实验结果表明随热处理温度提高,磷灰石晶粒更加饱满,薄膜越发致密、与基体的结合也越发牢固。500 ℃可以进行HA涂层的制备,目前唯一工业化应用制备羟基磷灰石涂层的等离子喷涂法加热温度基本在10 000 ℃以上[7],因而溶胶-凝胶法可以在相对较低的温度下制备得到羟基磷灰石涂层。

2.4Ca(NO3)2-PO(OH)x(OC2H5)3-x体系中HA的形成过程

W Weng[16]等认为氧化磷P2O5在溶于C2H5OH时发生反应,最终的溶液实际上是三种含磷基团的混合溶液PO(OH)X(OC2H5)3-X(X=1,2,3)。如图3所示;将Ca(NO3)2的醇溶液加入到PO(OH)x(OC2H5)3-x体系中,NO3-的配位能力很强,Ca2+主要是与溶液中的阴离子以配位的方式存在。

羟基磷灰石的形成过程大致经历以下三个阶段[17]:第一个阶段主要是溶剂的挥发;第二阶段主要是OEt基团的分解、结构中的OH-排出,本阶段主要是在液相挥发后所出现的固相中进行的;第三阶段的产物经烧结处理,便可形成纯的羟基磷灰石相。

以五氧化二磷和四水硝酸钙作为磷、钙源溶胶凝胶法制备羟基磷灰石的反应机理涉及溶剂的挥发、基团的分解、OH-排出、纯的HA的生成等过程,但还需要做更深入的研究。

3 结论

(1)以Ca(NO3)2·4H2O和P2O5为原料,用溶胶凝胶法在金属纯镁表面旋涂制备得到了羟基磷灰石涂层。

(2)采用SEM对试样表面的形貌观察可知:500 ℃可以进行HA涂层的制备;涂层试样在基体表面分布均匀致密,涂层由短棒状晶粒组成。

(3)结果表明随热处理温度提高,磷灰石晶粒更加饱满,薄膜越发致密。

纳米羟基磷灰石种植体的实验研究 篇8

1 材料与方法

1.1 种植体

纳米羟基磷灰石 (n-HA) 、纳米羟基磷灰石/丝素蛋白 (n-HA/SF) 、纳米羟基磷灰石/丝素蛋白-壳聚糖 (n-HA/SF-CS)

1.2 实验动物

健康成年家兔, 雌雄不限, 体重1.6～2.2kg, 共36只, 随机分为两个组 (6周、12周) 每组18只。

1.3 手术过程

兔后肢剃毛, 以速眠新按0.2mL/kg体重麻醉后, 将兔的四肢固定于手术支架上。在无菌条件下, 切开股骨下端内侧皮肤暴露骨质, 骨刀截骨, 形成20mm×10mm×10mm的缺损, 在手术中填入材料 (左、右侧各植入一个材料) 。严密缝合软组织, 用抗生素盐水冲洗伤口后缝合皮肤。并用石膏外固定兔后肢, 两周后拆除石膏。术后用40万U青霉素肌注预防感染3d。

1.4 观察方法与指标

在术后6周、12周分别用过量空气栓塞处死实验兔, 行X线摄片后, 取双侧股骨下端中含种植体的骨组织, 分别用10%的甲醛溶液 (组织学观察) 及3%戊二醛固定 (电镜观察) 。

1.4.1 X线检查

标本行X线检查观察接触面的结合状况。

1.4.2 组织形态学观察

取植骨区标本, 将标本切至约1.5cm厚, 再用切片机顺组织长轴剖开, 置于甲醛液固定1周, 脱钙、脱水后包埋, 切片染色观察。

1.4.3定量组织学观察

取种植体切片, 计算机图像处理, 测定骨性结合率。 骨性结合率为骨与种植体的直接接触长度比骨与种植体可能接触的长度。

1.4.4 扫描电镜观察

将种植体标本药液固定后置入电镜下观察支架植入物与周围骨的结合情况, 并观察断裂面。

1.5 统计学处理

用SPSS13.0软件进行数据分析。

2 结果

2.1 X线检查

6周时n-HA、n-HA/SF组和n-HA/SF-CS组种植体与骨组织界面均见一狭窄线状阴影, n- HA/SF组狭窄线状阴影略宽, n-HA组狭窄线状阴影较宽。12周时种植体与骨组织基本骨性结合, n-HA/SF组和n-HA/SF-CS组种植体X线下无明显差别。n-HA组有较小的狭窄线状阴影。

2.2 组织形态学

6周时显示三组骨界面已开始新骨形成。n-HA组种植体与周围正常骨界面有骨小梁形成, 但形成骨量少, 而且骨小梁紊乱;n-HA/SF组和n-HA/SF-CS组较n-HA组新骨形成量明显增多, 骨小梁放射样生长排列整齐, 呈蜘蛛网状, 但边缘骨形成稀疏。 n-HA/SF组和n-HA/SF-CS组组织学差别不大。

植入12周时, 3组种植体均比8周时形成的骨组织增多, 骨基质增厚。组织切片显示n-HA/SF-CS组新生骨组织与种植体密切接触 , 比n-HA/SF组及n-HA组骨量形成多, 骨小梁致密。 HE切片显示n-HA/SF-CS组界面处可见成熟的骨组织及类骨质, 界面区出现典型的哈佛氏系统。

2.3 骨性结合率

种植体植入后各实验组的骨性结合率由表可见4周时加入丝素蛋白及壳聚糖组的骨结合率明显高于单纯羟基磷灰石组 (P<0.01) , 而且加入丝素蛋白与加入壳聚糖组差异较小有显著性差异。12周时丝素蛋白/壳聚糖聚合体组与另外两组有显著差异性。

2.4 扫描电镜观察

6周时SEM观察发现, n-HA组种植体与骨组织间存在不规则的明显间隙, 但仍可见部分骨性结合, 有少量新骨形成;n-HA/SF组种植体与新骨间有间隙, 但有少量新骨形成;n-HA/SF-CS组骨结合较前两组多且致密。

12周时, n-HA组骨结合间隙缩小, 种植体周围新生骨较4周时增多;n-HA/SF组新骨生成明显增多且紧密;n-HA/SF-CS组镜下骨已经完全愈合。

3 讨论

实验材料采用冷冻干燥技术制备, 其骨形成机制符合引导骨形成机制, 和经典方式相同即骨母细胞分化成骨细胞[1], 成骨细胞分泌基质, 形成胶原结构, 将成骨细胞包埋, 矿化成骨[2]。丝素蛋白、壳聚糖的降解为该材料提供孔隙, 允许微血管基质的长入, 进而启动骨引导特性, 在孔隙内形成新骨, 实现材料和新骨的嵌合式生长[3]。实验中n-HA/SF-CS组的种植体能在骨组织内形成良好的生物整合, 骨形成快于n-HA/SF组、n-HA组, 12周时可获得较高的骨性结合率70.35%。证实了HA与SF及CS结合紧密, 材料间存在强烈的化学键合和分子间作用力, 无机物均匀分布于有机基体中形成具有和天然骨基质类似的结构 (结构仿生) 和功能 (功能仿生) 的骨基质材料。更有利于血管的生长以及细胞的黏附。组织学观察见n-HA/SF-CS组、HA/SF组在6周时毛细血管的生长明显比HA组活跃。

参考文献

[1]Engelberg I, Kohn J.Physico mechanical properties of degradable polymersus edinmedical applications:Acomparative study[J].Biomaterials, 1991, 12 (3) :292-304

[2]Liu Q, Wijin JR, BlitterswijkCA. Nano apatite/polymer composites :mechanical and physicochemical characteristics[J].Biomaterials, 1997, 18 (9) :1263-1270