可注射型纳米羟基磷灰石_壳聚糖复合材料骨水泥的研究.pdf

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1、可注射型纳米羟基磷灰石/壳聚糖复合材料骨水泥的研究於娟1，周钢1，杨欣2，袁伟伟1，宋崴11.北京航空航天大学生物与医学工程学院，教育部生物力学和力生物学重点实验室，北京 100191；2.北京农业职业学院国际教育学院，北京 100012收稿日期：2010-04-13；接受日期：2010-07-22基金项目：国家自然科学基金项目(10925208,50803032,10802006)，北京航空航天大学 SRTP科研项目通讯作者：周钢，电话：(010)82338755，E-mail：摘要：为制备可满足临床需要的可注射磷酸钙骨水泥，以自制纳米羟基磷灰石/壳聚糖复合材料作为骨水泥的固相粉体，将柠檬酸

2、、醋酸等按一定比例配置成溶液作为液相，设计正交试验以简化实验，从凝固时间和抗压强度两方面来确定该骨水泥体系的最佳配比。再通过转靶X射线衍射仪、傅立叶变换红外光谱仪、扫描电子显微镜手段分析了各个组分对凝固时间和抗压强度的影响。此外，还通过细胞培养实验评价了最优条件下骨水泥的生物相容性。关键词：纳米羟基磷灰石/壳聚糖复合材料；骨水泥；抗压强度中图分类号：TB3210引言磷酸钙骨水泥(calcium phosphate cement,CPC)具备良好的生物相容性和可任意塑性，并可产生骨再生效果1,2，得到了国际材料界和医学界的重视，成为当今骨骼修复材料的研究热点之一，在临床上已得到成功应用，有广阔的

3、应用前景3,4。目前，CPC 已有几百种体系5-7，但普偏存在韧性低、固化时间长、降解速度较慢、抗压强度低等不足。因此，在没有补强措施的条件下，它只能应用于不承受负荷或仅承受纯压应负荷的情况，使其应用受到较大的限制8。纳米羟基磷灰石(nano-hydroxyaptite，n-HA)是生物陶瓷人工骨的理想原料。其具有良好的生物相容性和骨传导性，能为新骨的形成提供生理支架作用9。壳聚糖(chitosan,CS)作为一种天然碱性多糖，其结构类似于动物体内的糖胺聚糖，在动物体内无抗原性，具有良好的生物相容性10。壳聚糖作为磷酸钙骨水泥的添加剂，在一定浓度范围内，可以缩短骨水泥的凝固时间，提高抗压强度，

4、同时由于壳聚糖溶液的黏稠性，大大改善了 CPC的注射性能。传统的 CPC多为填充型，若采用注射型 CPC，可把骨水泥浆体通过注射器针头注入骨缺损部位进行修复手术，实现微创伤甚至无创伤治疗，简化手术操作，减小病人痛苦10,11。本文拟将纳米羟基磷灰石和壳聚糖复合在一起，优势互补，以制备高强度的可注射骨759-767759-767生物物理学报2010 年 8 月第 26 卷第 8 期:ACTA BIOPHYSICA SINICA2010 Vol.26 No.8:研究论文/Research Article759ACTA BIOPHYSICA SINICAVol.26 No.8Aug.2010生物物理

5、学报 2010 年 第 26 卷 第 8 期研究论文/Research Article表 1正交试验设计表Table 1The orthogonal table of CPCs contentNo.Citric acid（wt%）Acetate acid（wt%）Solid-to-liquidratio（g/mL）150.50.5250.50.673100.50.54100.50.675510.56510.6771010.581010.67水泥。目前很多骨疾病，例如肿瘤、创伤性骨不连、炎症、畸形，需要通过骨移植进行充填、支撑、修补、融合和固定。因此，临床上骨水泥常作为骨缺损修复材料应用于骨填充

6、、骨修复等受力小的情况。提高其各项性能以扩大其应用范围仍是一个重要的研究方向。本研究通过采用 n-HA/CS 制备了新型磷酸钙骨水泥，综合探讨了柠檬酸、醋酸及固液比对骨水泥的凝结时间和抗压强度的影响。1实验方法1.1固相制备以分析纯 Ca(NO3)2、Na3PO4和 CS 为原料，按照 HA 的化学计量比 Ca/P=1.67，分别配制 0.6 mol/L 的 Ca(NO3)2浆料(简称 A 液)和 0.4 mol/L 的 Na3PO4溶液；然后称取 CS 粉末，并将其溶于 2 wt%的醋酸水溶液中，连续搅拌 5 h，过滤得到完全透明的 3 wt%的 CS溶液。将配好的磷酸溶液倾入 CS 溶液中

7、，充分搅拌，得到 B 液。整个反应在室温下进行，在搅拌条件下将 B 液缓慢滴入 A 液中，滴加速度 4 ml/min，该过程 pH 值维持在 10 左右。滴加完毕，继续搅拌 24 h，所得浆料于室温下陈化一天，将沉淀过滤，洗涤，于 80真空烘干，并研磨成粉。1.2液相配置实验中，为了考察液剂中柠檬酸和醋酸的浓度及固液比对凝固时间和抗压强度的影响，并进行工艺优化，设计了二因素三水平 L8(23)的正交实验，见表 1。1.3骨水泥浆体制备称取一定量的 n-HA/CS 复合材料粉末放到小培养皿中，按照正交实验表的比例加入液相，用药匙搅拌 12 min，形成均匀的浆状物。1.4骨水泥性能参数的测定1.

8、4.1 骨水泥凝固时间的测定将调和好的 n-HA/CS 复合材料浆体填入到直径 4 mm、长为 8 mm 的自制小管中，两ACTA BIOPHYSICA SINICA於娟等：可注射型纳米羟基磷灰石/壳聚糖复合材料骨水泥的研究研究论文/Research Article端封口，放入 37、湿度为 100%的恒温培养箱中，在不同时间后取出，用水泥稠度仪测定 n-HA/CS 骨水泥的凝固时间。1.4.2抗压强度的测定将骨水泥调和物填入自制模具成型，初凝后脱模，制得直径 4 mm、长为 8 mm 的圆柱体试样(见图 1.1)，放入 37、湿度为 100%的恒温培养箱中养护 24 h 后取出，将试样的上下

9、面打磨平整，在万能拉力机(岛津 AG-IS)上进行抗压强度的测试，载荷 900 N，加压速度为 10 mm/min。同一条件下测定 6 个平行样品，求取平均 值。压 缩 强 度 计 算 公 式 如 下：=4P/D2，式中 为压缩强度，单位MPa；P 为最大压力，单位 N;D 为试样直径，单位 mm。1.4.3材料的性能表征分别用傅立叶变换红外光谱仪(IR)、转靶 X 射线衍射仪(XRD)和扫描电子显微镜(SEM)对样品的组成、结晶度及形貌特征进行表征。1.5体外细胞培养MG63 成骨细胞在 MEM培养基液中悬浮后接种于培养瓶中，于 37/5%CO2的细胞培养箱中培养，每 3 天更换培养液。将-

10、射线辐照灭菌消毒的材料分别置于 4 块 24 孔板中，再将传代培养的 MG63 成骨细胞按 3104/mL 的浓度滴加在孔板中，每孔滴加 1 ml，待细胞自然沉降在材料表面，又于 37/5%CO2的细胞培养箱中培养，每 4 天换液。分别在培养 1、3、5 和 7 d时各取 3 孔进行 MTT检测。并以未放置材料时同期第 3 代 MG63 细胞的增殖情况作空白对照，观察各材料对 MG63 成骨细胞生长及增值的影响。2结果分析2.1 凝结时间分析凝结时间，是指粉剂与液剂调和后至调和物具有一定的强度所需的时间。临床上对凝固时间的要求与不同外科手术操作相关，如用于牙科的 CPC要求凝结时间较短，优选的

11、应在 5 min以内，用于骨缺损修复的 CPC应控制在 30 min以内。凝结时间可衡量实际手术操作的可行性，根据手术部位和硬化条件要求不同，应可以在一定范围内可调节。由表 2 分析得出，当减小固液比时，样品的抗压强度提高。最优组合是：当液剂中柠檬酸浓度是 10 wt%、醋酸浓度 1 wt%、固液比 0.67 时，测得其凝固时间是(190.54)min。满足实际临床手术操作中对于骨水泥凝固时间的要求为 530 min。图 1n-HA/CS 复合材料骨水泥试样Fig.1Samples of n-HA/CS composite cement761ACTA BIOPHYSICA SINICAVol.

12、26 No.8Aug.2010生物物理学报 2010 年 第 26 卷 第 8 期研究论文/Research ArticleNo.1234T(min)No.T(min)21.430.14539.360.5422.120.23648.140.3349.450.33720.110.1228.230.54819.000.54图 2n-HA,CS 及 n-HA/CS 复合材料的 X 射线衍射光谱图(A)n-HA;(B)CS;(C)n-HA/CS 复合材料(10 wt%、醋酸浓度是 1 wt%、固液比是 0.67)Fig.2XRDpatternsofn-HA,chitosanandn-HA/chitos

13、an composite(A)n-HA;(B)Chitosan;(C)n-HA/chitosan composite1020304050602(C)(B)(A)表 2凝结时间正交表Table 2The orthogonal table of coagulation time2.2抗压强度分析由表 3 可以看出，当增大柠檬酸浓度，样品的抗压强度提高。最优组合是：当液剂中柠檬酸浓度是 10 wt%、醋酸浓度 1 wt%、固液比 0.67 时，测得其抗压强度是(69.730.4)Mpa。2.3XRD 分析HA、CS 及二者的复合材料 X-射线衍射图谱如图 2 所示。图 2A 中，在 25.9和 31

14、.8出现了 HA(002)和(211)晶面的特征衍射峰，但从谱峰的锐利程度可知，其属于弱结晶结构的纳米 HA。再根据 Scherrer公式(D=K/cos)，可以得到 D(002)为 33.46 nm。图 2B 中出现了 CS 的两个主要的衍射峰，分别在 2=10和 20附近。对比三者的谱图可以看出，两种单组分的特征衍射峰都出现在复合材料中(图 2C)，但 CS 特征峰的强度明显减弱，这是复合材料固化所致。表 3抗压强度正交表Table 3The orthogonal table of compress strengthNo.1234Strength(Mpa)No.Strength(Mpa)A

15、CTA BIOPHYSICA SINICA於娟等：可注射型纳米羟基磷灰石/壳聚糖复合材料骨水泥的研究研究论文/Research Article2.4IR 分析图 3 为 HA、CS 及二者复合材料的 IR光谱图。图 3A 中除了 OH-、PO43-和 H2O的特征谱峰外，在 14201480 cm-1和 874 cm-1处还分别出现了 CO32-和 HPO42-的谱峰，表明所用n-HA 是一种碳酸羟基磷灰石，类似于天然骨磷灰石的组成。图 3B 中，CS 的酰胺特征谱峰出现在 1655 cm-1处，而 1599 cm-1处的肩峰则是由胺基的弯曲振动引起的。从图 3C可以看出，复合材料中同时出现了

16、 HA 和 CS 的特征吸收峰，说明复合前后两种单组分材料的化学组成并未发生显著的变化。但可以明显看出这些峰都向低波数方向发生了不同程度的位移，表明二者之间必定发生了一些相互作用，如 CS 的-NH2和 HA 的-OH之间形成了氢键或/及-NH2和 Ca2+之间发生了络合作用。这将使复合材料两相间的界面结合更为牢固，材料性能更为优越。2.5SEM 分析以最优配比制备试样，浸泡在 PBS 中，分别在 1、4、12 周取出，停止水化，风干，利用 SEM观察断面形貌，见图 4。图 3n-HA,CS 及 n-HA/CS 复合材料的红外光谱图(A)n-HA;(B)CS;(C)n-HA/CS 复合材料(1

17、0 wt%、醋酸浓度是 1 wt%、固液比是 0.67)Fig.3IRspectraofnano-hydroxyapatite,chitosan and n-HA/chitosan composite(A)n-HA;(B)Chitosan;(C)n-HA/chitosan composite4000 3600 3200 2800 2400 2000 1600 1200 800 400(C)(B)(A)图 4水化 1(A)、4(B)、12(C)周后试样(10 wt%、醋酸浓度 1 wt%、固液比 0.67)的断面 SEM 照片（200）Fig.4SEM micrograph of cross s

18、ection of samples soaking in water after 1(A),4(B),12(C)weeks(A)(B)(C)763ACTA BIOPHYSICA SINICAVol.26 No.8Aug.2010生物物理学报 2010 年 第 26 卷 第 8 期研究论文/Research Article3讨论首先，固化液中的醋酸，能溶解固相中的壳聚糖基质，从而改善 n-HA/CS 复合材料骨水泥的粘结性能，限制复合材料颗粒的移动，表现出良好的抗溃散性，也提高其临床操作由图 4A 可见，在固化反应早期，柠檬酸根与钙离子的配位键结合，以及早期产物的点接触连接，使浆体中的原料颗粒紧

19、密结合在一起；由图 4B 和 4C可见，随着水化过程的进行和水化产物含量的增加，毛细孔随之细化，颗粒间距逐渐缩短，由初始的分散状态逐渐转变为相互连接，并且连接的面积不断增大，颗粒间发生结晶连接；最后整个体系通过化学键力形成一种牢固的结构。随着浸泡时间的延长，骨水泥表面出现明显的孔洞，这是由于 CS 降解造成的。2.6生物学功能图 5 是实验组和对照组 MG63 细胞的 MTT检测结果。从图 6 中看出，水凝胶材料与细胞培养 1 d 时，实验组细胞生长情况与空白组无明显差别，在细胞培养后期，n-HA/CS 骨水泥表现出较好的细胞相容性。从细胞相容性方面的研究结果，可知该配比的 n-HA/CS 复

20、合材料对 MG63 细胞的生长无明显影响且无明显毒性。图 5MG63 细胞与 n-HA/CS 复合材料(10 wt%、醋酸浓度是 1 wt%、固液比是 0.67)体外培养不同时间的 MTT 检测结果Fig.5MTT assays for proliferation ofMG63 cells co-cultured with samples2.42.01.61.20.80.40Time(d)SamplesControlAbsorbance(570 nm)*5137图 6MG63 细胞与 n-HA/CS 复合材料(10 wt%、醋酸浓度是 1 wt%、固液比是 0.67)体外共培养不同时间的光镜照

21、片(A)1 天;(B)5 天Fig.6Proliferation of MG63 cells co-cultured with n-HA/CS composite(A)1 d；(B)7 d(A)(B)CSSC100.00 um100.00 ACTA BIOPHYSICA SINICA於娟等：可注射型纳米羟基磷灰石/壳聚糖复合材料骨水泥的研究研究论文/Research Article的柔顺性和抗体液冲刷能力。众所周知，CS 中的游离胺基比较活泼，能够与金属离子发生相互作用从而形成 CS-金属螯合物1214。本文合成 n-HA/CS 复合材料时，在共沉淀过程中，CS 的瞬时沉积会将 n-HA 微粒

22、包裹在聚合物纤维之间。据文献报道，HA 晶体的 c 轴有沿 CS 纤维方向排布的趋向。所以，HA 中 Ca2+(dCa=0.3443=1.03 nm)与相邻的 CS 胺基(1.03 nm)之间能够紧密接触，发生相互作用14。复合材料 IR 光谱中，CS 的酰胺(1655 cm-1)谱带向低波数方向移动，这可能是 CS 中的-NH2与 HA 中的-OH之间的氢键作用，以及-NH2和 Ca2+之间的螯合作用引起的。这两个峰向低波数方向的位移越大，表明两相间的氢键及分子间的相互作用越强。固化液中醋酸含量为 1 wt%时，具有良好的流动性和注射性，并可减少固化时间，提高抗压强度。在柠檬酸浓度从 5 w

23、t%变化到 10 wt%的过程中，凝固时间呈减小的趋势。这是因为，柠檬酸水溶液中含有羧酸根基团，羧酸根基团上的氧原子的最外电子层结构中具有孤对电子，而 HA/CS 复合材料粉剂中的钙离子的最外层电子结构中具有杂化的空轨道。当羧酸根基团与钙离子结合时，就会以 s 键的方式形成配合物，因此，当颗粒间距还未缩短至产生结晶并接的程度时，即可通过羧酸根基团使磷酸钙盐颗粒在配位键的作用下互相连接，减小了产生化学键力连接时所需水化产物的总时间，从而使凝固时间缩短。当增大柠檬酸的量，骨水泥固化产物的抗压强度明显提高。这是因为固化产物的强度在一定程度上由产物的微观结构决定。当柠檬酸的量增大时，液剂的 pH值降低

24、，增大了磷酸盐在液剂中的溶解度，使水化反应进行得较彻底，另外，柠檬酸中的羧酸根基团与磷酸盐的钙离子发生了配位反应，形成了配位化学键，从而显著地提高了固化产物的抗压强度。此外，固液比对骨水泥的凝结时间影响很大，过低的固液比使试样浆体过稀，不适宜成形，凝固时间过长；反之，过高的固液比使试样过干，易裂，不易成形，不具备可注射性。骨水泥颗粒之间的距离越大，骨水泥浆体结构越不紧密，使早期水化的生成产物不易接触。但是，当固液比太大时，调和时固化液由于不能完全湿润粉体表面，调和物局部出现团聚现象，变成颗粒状而不是具有流动性的膏状物质，从而降低骨水泥的成形性；还会造成骨水泥水化反应不完全，固化产物中夹带的空气

25、或内部气泡增多，孔隙率增加。论文中液相开始时偏多，随着固液比的增大，凝固时间缩短、抗压强度调高。本实验采用固液比(g/mL)0.67 的试样调和，其成形性能较好。材料浸泡于水中 pH 值始终维持在 7.0。同时，对于不同的骨水泥粉剂和临床应用，可以根据手术要求适当地调节固液比，以便于获得较好的成形性和使用效果。就 n-HA/CS 骨水泥体系而言，表面的 n-HA 微粒会在生理介质作用下缓慢溶解，使材料周围的 Ca2+、P离子浓度局部升高；反过来，这些 n-HA 微粒又为 Ca2+、P离子的沉积提供活性位点，从而易于在材料表面形成一类骨磷灰石层。CS 具有良好的生物降解特性，当其作为组织工程支架

26、植入体内后，CS 的降解为新骨的生长提供了足够的空间，直至完全被新骨替代。有研究证实15,16，CS 还有促进磷灰石和方解石沉积的作用，而且，CS 的表面是亲水性的，有利于细胞的黏附、生长和分化。所以，可以预见，n-HA/CS 复合材料植入体内后将可以有效地促进骨的修复和重建。765ACTA BIOPHYSICA SINICAVol.26 No.8Aug.2010生物物理学报 2010 年 第 26 卷 第 8 期研究论文/Research Article4结论本文以 n-HA/CS 复合材料作为骨水泥固相粉体，从凝固时间和抗压强度两方面来确定该体系骨水泥的最佳配比：当液剂中柠檬酸浓度是 10

27、 wt%、醋酸浓度 1 wt%、固液比 0.67时，实际测得其凝固时间为(190.36)min，抗压强度是(69.730.4)Mpa。并分析了各个因素对凝固时间和抗压强度的影响。此外，还从细胞相容性方面得知该配比的 n-HA/CS 复合材料对 MG63 细胞的生长无明显影响且无明显毒性，不影响正常细胞的细胞周期，显示出了此类骨水泥具有良好的细胞相容性。为此 n-HA/CS 复合材料骨水泥材料在体内的相关实验奠定了基础。1.ChowLC.Developmentofsettingcalciumphosphatecements.J Ceram Soc Jap,1991,99(10):9549602.

28、Komath M,Varma HK.Development of fully injectablecalciumphosphatecementfororthopedicanddentalapplications.Bull Mater Sci,2003,26(4):4154193.Wang XP,Ye JD,Wang YJ.Control of crystallinity ofhydrated products in a calcium phosphate bone cement.JBiomed Mater Res Part A,2007,81A:7817904.WangXP,YeJD,Wang

29、YJ.Influenceofanovelradiopacifieronthepropertiesofaninjectablecalciumphosphate cement.Acta Biomaterialia,2007,3(5):7577635.Driessens FCM,Boltong MG,Bermudes O,Planell JA,Ginebra MP,Fernndez E.Effective formulation for thepreparation of calcium phosphate bone cements.J MaterSci:Mater in Med,1994,5(3)

30、:1641706.TakagiS,ChowLC,IshikawaK.Formationofhydrox-yapatiteinnewcalciumphosphatecements.Biomaterials,1998,19(17):159316017.Driessens FCM,Boltong MG,de Maeyer EAP,Wenz R,Nies B,Planell JA.The Ca/P range of nanoapatite calciumphosphate cements.Biomaterials,2002,32(19):401140218.徐立新，石雪婷，王彦平，石宗利。聚磷酸钙纤维

31、增强增韧磷酸钙骨水泥的力学效应。中国组织工程与临床康复，2009,13(38)：74747476Xu LX,Shi XT,Wang YP,Shi ZL.Mechanical effect ofcalciumpolyphosphatefiberonreinforcingcalciumphosphate bone cement composites.J Clin Rehab TissEng Res,2009,13(38)：747474769.胡卫岚，陈晓明，李湘南。骨组织工程材料-TCP 及其复合材料改性的研究进展。生物骨科材料与临床研究，2008，5(4):4347Hu WL,Chen XM,L

32、i XN.Research progress of modified-TCPmaterialsandcompositesforbonetissueengineering.Orthop Biomech Mater Clin Study,2008，5(4):434710.张 利，李玉宝，周 钢，吕国玉，左 奕。纳米羟基磷灰石/壳聚糖复合骨水泥固化机理研究.无机材料学报，2006,21(5)：11971202ZhangL,LiYB,ZhouG,Lv GY,ZuoY.Settingmechanism of nano-hydroxyapatite/chitosan bone cement.JInorg

33、Mater,2006,21(5)：1197120211.Chen PL,Chen Iwei.Reactive Cerium()Oxide.Powdersby the homogeneous precipitation method.J Am CeramSoc,1993,76(6):1577158312.Ogawa K,Oka K.X-ray study of chitosan-transition metalcomplexes.Chem Mater,1993,5(4):72672813.noue K,Baba Y,Yoshizuka K.Adsorption of metal ionson c

34、hitosan and crosslinked copper(II)comolexedchitosan.Bull Chem Soc Jpn,1993,66(10):2915292114.Nishi N,MaekitaY,Nishimura S,Hasegawa O,Tokura S.Highlyphosphorylatedderivativesofchitin,partiallydeacetylated chitin and chitosan as new function polymers:metal binding property of the insolubilized materia

35、ls.Int JBiol Macromol,1987,9(20):10911415.Muzzarelli RAA,Ramos V,Stanic V,Dubini B,Mattioli-Belmonte M,Tosi G,Giardino R.Osteogenesis promotedbycalciumphosphateN,N-dicarboxymethylchitosan.Carbohyd Polym,1998,36(7):26727616.Zhang Y,Zhang MQ.Three-dimensionalmacroporouscalciumphosphatebioceramicswithn

36、estedchitosansponges for load-bearing bone implants.J Biomed MaterRes,2002,61(10):18参考文献：ACTA BIOPHYSICA SINICA於娟等：可注射型纳米羟基磷灰石/壳聚糖复合材料骨水泥的研究研究论文/Research ArticleResearch on The Injected Nano-Hydroxyaptite/Chitosan Composite Bone CementYU Juan1,ZHOU Gang1*,YANG Xin2，YUAN Weiwei1,SONG Wei11.Key Labora

37、tory for Biomechanics and Mechanobiology of Ministry of Education,School of Biological Science and Medical Engineering,Beihang University,Beijing 100191,China；2.Beijing Vocational College of Agriculture,International Education college,Beijing 100012,ChinaThis work was supported by grants from The Na

38、tional Science Foundation of China(10925208,50803032,10802006)and SRTPof Beihang UniversityReceived:Apr 13,2010Accepted:Jul 22,2010Corresponding author:ZHOU Gang,Tel:+86(10)82338755,E-mail:Abstract:In this paper,self-made nano-hydroxyaptite/chitosan(n-HA/CS)composite was used for solid phaseof bone

39、cement.While the liquid phase was citric acid and acetate acid according to a certain percentage.The design orthogonal was tested to determine the best ratio of the system from the coagulation time andcompressive strength of the bone cement.And XRD,IR and SEM were used to analyze this new systemafter coagulation.In addition,the cell culture was used to evaluate biocompatibility.Thus this synthesisinjected bone cement was potentially prepared injectable bone cement to meet the clinical needs.Key Words:n-HA/CS composite;Bone cement;Compressive strength767