POC/PLA生物醫用材料的制備與性能研究

鄒方東 孫曉霞 王新厚， 2

1. 東華大學紡織學院,上海201620；2. 東華大學紡織面料技術教育部重點實驗室，上海201620

POC/PLA生物醫用材料的制備與性能研究

鄒方東1孫曉霞1王新厚1， 2

1. 東華大學紡織學院,上海201620；2. 東華大學紡織面料技術教育部重點實驗室，上海201620

利用靜電紡絲法在自制的靜電紡絲裝置上制備聚1, 8-辛二醇-檸檬酸酯(POC)/聚乳酸(PLA)生物醫用材料，并對POC/PLA生物醫用材料的表面形貌、紅外光譜特征、親水性能、體外降解性能及拉伸力學性能進行研究。結果發現：隨著POC/PLA生物醫用材料中POC質量分數的增加，納米纖維的直徑逐漸下降、親水性逐漸增加、降解速率加快；且POC/PLA生物醫用材料的拉伸力學性能發生了突破性的變化，其斷裂強度、斷裂伸長率和彈性模量都得到了顯著改善。

POC，PLA，靜電紡絲，生物醫用材料，表面形貌，紅外光譜，親水性能，體外降解性能，拉伸力學性能

組織工程是應用細胞生物學和工程學原理，研究和開發具有修復和改善損傷組織功能的生物替代物的一門新興科學。組織工程的出現和發展為組織缺損的修復和組織的再生提供了一種新的有效方法。組織細胞、支架和生長因子是組織工程的三大要素，其中支架材料在組織工程中發揮著核心作用[1]。

制備納米纖維支架的方法有自組裝法[2-3]、相分離法[4-5]及靜電紡絲法[6-7]等。其中，靜電紡絲法由于所紡納米纖維具有高的比表面積和孔隙率，且可以模擬細胞外基質(ECM)的結構，為細胞的生長提供良好的環境，故而在生物醫用材料的制備方面具有廣闊的前景。此外，可通過設計不同的接收裝置以滿足不同的組織結構的需求。

聚乳酸(PLA)材料具有良好的生物相容性和可降解性，加之對人體無毒等優點，被廣泛應用于生物醫用材料的制備[8-11]；同時，它還得到了美國食品和藥物協會 (FDA)臨床應用的認可。PLA的降解形式主要是通過親水性酯鍵的裂解而實現的[12]，降解產物最終以二氧化碳和水的形式從體內排出。然而，PLA材料彈性有限(不能承受大的彈性變形)、降解周期可控性差、親水性差，這些都限制了其在生物醫用材料領域的應用。

聚1,8-辛二醇-檸檬酸酯(POC)是一種新型的彈性材料，其具有合成單體無毒、供應豐富且價格便宜、合成條件相對溫和、合成時不需要添加催化劑及交聯劑、可以通過改變摩爾比及合成條件使POC彈性材料具備可控的部分力學性能及可調的降解周期、對多種細胞都具有固有的表面親和性等優點，現已得到學者的廣泛關注[13-14]。但POC彈性材料強力較難以控制，且不能單獨用于靜電紡絲制備納米纖維。

因此，本課題首先利用1,8-辛二醇與檸檬酸合成了具有生物降解性能的POC，然后與PLA以一定的比例混合溶解于六氟異丙醇中，得到一定質量分數的溶液，最后利用靜電紡絲法在自制的靜電紡絲裝置上制備POC/PLA生物醫用材料，并對該生物醫用材料的表面形貌、共混性能、親水性能、體外降解性能及拉伸力學性能進行了表征。

1 試驗材料及儀器

所用試驗材料及儀器歸納于表1和表2。

表1 試驗材料

表2 試驗儀器

2 POC/PLA生物醫用材料的制備

2.1 POC的合成

按摩爾比1∶1稱取1,8-辛二醇與檸檬酸并投放到三頸圓底燒瓶中，在常壓(101 kPa)、160～165 ℃條件下油浴磁力攪拌15 min，等待反應單體1,8-辛二醇與檸檬酸完全熔融；之后，溫度降到140～145 ℃， 熔融反應40～60 min直至磁力攪拌困難(接近凝膠點)，即得POC；隨后，將POC溶解于無水乙醇中，并在去離子水中沉淀(溶解除去未反應的單體)，其中無水乙醇和去離子水的體積比為1∶5；最后，對POC進行收集并真空冷凍干燥24 h，得到純化的POC。

2.2 靜電紡絲用POC/PLA溶液的制備

將POC與PLA分別以質量比10∶90、 25∶75、 40∶60充分混合并溶解于六氟異丙醇溶劑中，得到質量濃度為12 g/mL的POC/PLA溶液。制備質量濃度為12 g/mL的純PLA紡絲液用于后續對比。

2.3 POC/PLA生物醫用材料的制備

靜電紡絲在自制的靜電紡絲設備上進行。如圖1所示，將上述配制好的POC/PLA溶液轉移至10 mL 的注射器內,并在21G(即內徑為0.51 mm) 的平口針頭上加載15 kV的電壓，負極接地；POC/PLA溶液以1 mL/h的紡絲速率擠出，并在平口針頭處形成泰勒錐，擠出的紡絲液滴在靜電場內受電場力牽伸形成納米纖維，并接收于直徑為50.00 mm的包覆鋁箔的圓形滾筒上，其中平口針頭到接收滾筒的距離為120.00 mm。將收集于滾筒上的紡絲膜連同鋁箔一起揭下，置于真空烘箱中烘燥3 h，以去除紡絲膜內的殘存溶劑，烘箱溫度設置為30 ℃。所得纖維膜即為POC/PLA生物醫用材料。

圖1 靜電紡絲示意

3 POC/PLA生物醫用材料的表征

3.1 表觀形貌

為評價POC/PLA生物醫用材料的表觀形態與纖維直徑，分別取不同混合比例的POC/PLA生物醫用材料樣品表面噴金，然后采用JSM-5600LV型掃描電子顯微鏡觀察它們的表面形態，得到樣品的掃描電鏡照片，再利用Image-Pro Plus軟件在掃描電鏡照片上隨機選取50根纖維，計算出纖維直徑的平均值和標準差。

3.2 紅外光譜

為確定POC/PLA生物醫用材料的成分組成及結構信息，采用NEXUS-670型紅外光譜儀，通過衰減全反射法，在頻率范圍4 000～650 cm-1內經10次掃描進行測定，以表征 POC、PLA及其共混材料的紅外光譜特征。

3.3 親水性能

生物醫用材料表面的親水性能在一定程度上決定著細胞的黏附與增殖。為評價POC/PLA生物醫用材料的親水性能，采用OCA15EC型接觸角測量儀，在室溫條件下對POC/PLA生物醫用材料的靜態接觸角進行測試，每個樣品隨機測試5個點，結果取平均值。

3.4 體外降解性能

3.4.1 失重率

為了解POC/PLA生物醫用材料隨時間在體外降解的失重情況，裁剪正方形試樣(長、寬皆為30.00 mm， 厚度約為0.15 mm)，將其浸泡在100 mL、 pH=7.4的PBS溶液中，于37 ℃條件下分別進行4、 8、 12、 16、 20、 24、28 d的體外降解，并計算出失重率：

式中：W0——試樣的初始質量；

Wt——試樣在PBS溶液中降解處理后的質量。

3.4.2 體外降解后掃描電鏡測試

為更直觀地觀察POC/PLA生物醫用材料經體外降解后的纖維形態，分別取不同混合比例的經體外降解后的POC/PLA生物醫用材料樣品表面噴金，采用JSM-5600LV型掃描電子顯微鏡觀察其表面形態，得到樣品的掃描電鏡照片。

3.5 拉伸力學性能

為評價POC/PLA生物醫用材料的拉伸力學性能，采用XQ-1C型高強高模纖維強力儀測定其斷裂強度、斷裂伸長率。將不同混合比例的POC/PLA生物醫用材料裁剪成長方形試樣(長×寬為50.00 mm× 3.00 mm，厚度約為0.15 mm)，每組5個試樣，拉伸速度為40 mm/min，得到POC/PLA生物醫用材料的拉伸應力-應變曲線，計算出其彈性模量。

4 結果與討論

4.1 表面形貌

不同混合比例的POC/PLA生物醫用材料的SEM照片如圖2所示：純紡PLA納米纖維的直徑為(885±136) nm，POC/PLA(10/90)納米纖維的直徑為(768±120) nm，POC/PLA(25/75)納米纖維的直徑為(716±122) nm，POC/PLA(40/60)納米纖維的直徑為(592±98) nm。顯然，隨著混紡納米纖維膜中POC質量分數的增加，納米纖維的直徑在逐漸減小。ZHANG等[15]將聚左旋乳酸(PLLA)與聚右旋乳酸(PDLA)進行共混電紡，得到的納米纖維的直徑為(529±104) nm，而純紡PLLA納米纖維的直徑為(761±262) nm，說明混紡會使納米纖維的直徑減小。本課題得出的結論與其是一致的。

(a) 純紡PLA

(b) POC/PLA(10/90)

(c) POC/PLA(25/75)

(d) POC/PLA(40/60)

4.2 紅外光譜

圖3 不同混合比例POC/PLA生物醫用材料及POC的紅外光譜

由圖3還可以明顯看出：隨著POC/PLA生物醫用材料中POC質量分數的增大，氫鍵締合羥基的伸縮振動峰波數逐漸減小，并靠近POC中氫鍵締合羥基的伸縮振動峰的波數，但其強度則逐漸增大，這表明POC/PLA生物醫用材料中增加了羥基，而羥基的含量將影響POC/PLA生物醫用材料的親水性能；而酯羰基的伸縮振動峰波數和強度并沒有隨POC質量分數的增大而發生比較明顯的變化，因為PLA與POC都是酯聚合物。

4.3 親水性能

材料的親水性能通常用接觸角來表征。當材料的接觸角處在0.0～90.0°時，則說明該材料的親水性能較好；當材料的接觸角處在90.0°～180.0° 時，則認為該材料的親水性能較差。表3歸納了不同混合比例POC/PLA生物醫用材料的接觸角測試結果。

表3 不同混合比例POC/PLA生物醫用材料的接觸角

由表3可以看出：純紡PLA的接觸角為140.1°，顯然其親水性能較差；隨著POC/PLA生物醫用材料中POC質量分數增加至10%、 25%、 40%，接觸角依次變為131.2°、 61.4°、 43.2°，由此可以推斷POC/PLA生物醫用材料的親水性能隨著POC質量分數的增加而得到了突破性的改善。

4.4 體外降解性能

4.4.1 失重率

不同混合比例的POC/PLA生物醫用材料的失重率曲線如圖4所示。

圖4 不同混合比例POC/PLA靜電紡絲生物醫用材料的失重率曲線

由圖4可以明顯看出：在相同的降解時間內，隨著POC質量分數的增加，POC/PLA生物醫用材料的失重率明顯增大。在37 ℃、 pH=7.4的PBS溶液中降解處理28 d后，純紡PLA的失重率為11.62%；隨著POC/PLA生物醫用材料中POC的質量分數增加至10%、 25%、 40%，其失重率依次為17.50%、 23.42%、 28.34%。這是因為降解速率主要受材料的化學結構和親水性能的影響，而失重率越大則降解速率越快。PLA與POC在PBS溶液中的主要降解方式為水解，且部分水解產物可在短時間內溶于水，因此，隨著POC/PLA生物醫用材料中POC的質量分數增加，其親水性能逐漸增強，相同的時間內失重率加大，降解速率加快。

4.4.2 體外降解后掃描電鏡

圖5為不同混合比例的POC/PLA生物醫用材料在PBS溶液中體外降解4 d后的掃描電鏡照片，結合圖4的失重率曲線可知：由于PLA的疏水性，PLA在PBS溶液中的降解非常緩慢；隨著POC質量分數的增加，POC/PLA生物醫用材料的親水性能逐漸得到改善，因此其降解速率也逐漸加快，其中當POC的質量分數增加至40%時，其降解速率最快、降解效果最明顯，圖5(d)中箭頭所指處即為交織點處的降解。

(a) 純紡PLA

(b) POC/PLA(10/90)

(c) POC/PLA(25/75)

(d) POC/PLA(40/60)

4.5 拉伸力學性能

不同混合比例POC/PLA生物醫用材料的應力-應變曲線如圖6所示。從圖6可得到POC/PLA生物醫用材料的斷裂強度、斷裂伸長率和彈性模量，分別列于表4中。

圖6 不同混合比例POC/PLA生物醫用材料的應力-應變曲線

表4 不同混合比例POC/PLA生物醫用材料的拉伸力學性能

從表4可以看出：未添加POC的純紡PLA納米纖維膜的斷裂強度、斷裂伸長率和彈性模量分別為(1.65±0.10)MPa、(83.3±3.5)%及(0.31±0.10)MPa。當POC的質量分數增加至10%時，POC/PLA生物醫用材料的力學性能發生了突破性的變化，其斷裂強度、斷裂伸長率和彈性模量分別達到(4.12±0.13)MPa、(147.5±5.1)%和(0.81±0.15)MPa。這主要是因為在純紡PLA納米纖維膜中，纖維之間是彼此分離，沒有黏結在一起的，故整體結構受力時纖維易產生滑移，純紡PLA納米纖維膜斷裂強度、斷裂伸長率及彈性模量相對而言比較小。當在PLA中加入POC混紡以后，由于POC具有良好的黏彈性，其會使彼此分離的纖維通過黏結點互相交叉黏結，從而使納米纖維膜的力學性能發生突破性的變化，其斷裂強度、斷裂伸長率及彈性模量都得到顯著增強。隨著POC的質量分數繼續增加，POC/PLA生物醫用材料的斷裂強度和彈性模量繼續減小，斷裂強度從(4.12±0.13)MPa減小到(2.70±0.10)MPa、彈性模量從(0.81±0.15)MPa減小到(0.60±0.10)MPa，但斷裂伸長率先增大后減小，在POC質量分數為25%時達到最大值(199.9±5.6)%。這主要是因為在對POC/PLA生物醫用材料進行拉伸力學性能試驗時，在拉伸初始階段，PLA納米纖維主要承擔著拉伸作用；隨著拉伸的繼續，無規排列的PLA納米纖維被逐漸拉直、繃緊并達到拉伸的屈服點；待POC/PLA生物醫用材料拉伸曲線過屈服點后，繼續拉伸則PLA與POC將共同承擔拉伸作用，直至POC/PLA生物醫用材料被拉伸斷裂。因此，隨著POC質量分數的繼續增加，POC/PLA生物醫用材料的斷裂強度和彈性模量逐漸減小。而由于POC具有良好的黏彈性，故POC/PLA生物醫用材料的斷裂伸長率逐漸增大，并在POC的質量分數為25%時達到最大值；當POC的質量分數持續增加至40%時，PLA的質量分數也相應減少至60%，但因整個POC/PLA生物醫用材料的拉伸過程中PLA始終承擔著主體作用，因此當PLA的質量分數降到一定程度即60%時，POC/PLA生物醫用材料的斷裂伸長率也相應降至(136.5±4.2)%，但仍高于純紡PLA納米纖維膜。

5 結論

(1) 利用1, 8-辛二醇與檸檬酸合成了具有生物降解性能的POC彈性材料，并與PLA以一定的質量比混合溶解于六氟異丙醇當中，得到一定質量分數的溶液，最后利用靜電紡絲法在自制的靜電紡絲裝置上成功制備POC/PLA生物醫用材料。

(2) 隨著POC/PLA生物醫用材料中POC質量分數的增加，靜電紡納米纖維的直徑逐漸減小，親水性逐漸增加，降解速率加快；且POC/PLA生物醫用材料的力學性能發生了突破性的變化，其斷裂強度、斷裂伸長率和彈性模量都得到了顯著改善。

[1] LANGER R, VACANTI J P. Tissue engineering[J]. Science, 1993, 260:920-926.

[2] ZHANG S. Fabrication of novel biomaterials through molecular self-assembly[J]. Nature Biotechnology, 2003, 21(10):1171-1178.

[3] WU Zhemin, LI Dongqiong. Self-assembly fabrication[M]// Encyclopedia of Microfluidics and Nanofluidics. NewYork:Springer,2015:1805-1806.

[4] FORMHALS A. Process and apparatus for preparing artificial threads: US1975504[P]. 1934-10-02.

[5] FORMHALS A. Method and apparatus for spinning:US2349950[P].1939-06-06.

[6] LO H, PONTICIELLO M S, LEONG K W. Fabrication of controlled release biodegradable foams by phase separation[J]. Tissue Engineering, 1995, 1(1):15-28.

[7] NAM Y S, PARK T G. Porous biodegradable polymeric scaffolds prepared by thermally induced phase separation[J]. Journal of Biomedical Materials Research, 1999, 47(1):8-17.

[8] ZHAO Minli,SUI Gang,DENG Xuliang,et al.PLLA/HA electrospin hybrid nanofiber scaffolds:Morphology,in vitro degradation and cell culture potential[J].Advanced Materials Research,2006(11-12):243-246.

[9] 顧書英, 任杰, 諸靜. 聚乳酸的靜電紡絲行為及其纖維結構研究[J]. 材料導報, 2005, 19(F11):383-385.

[10] RYUJI I,MASAYA K, SEERAM R.Structure and properties of electrospun PLLA single nanofibers[J].Nanotechnology,2005,16(2):208-213.

[11] CHEN J P,LEE S F,CHIANG I P. Plasma-treated and collagen-coated PLLA nanofiber membrane for cartilage tissue engineering[J].Nanotech,2005(1):100-103.

[12] LIN A S P, BARROWS T H, CARTMELL S H,et al. Microarchitectural and mechanical characterization of oriented porous polymer scaffolds[J]. Biomaterials，2003, 24(3): 481-489.

[13] YANG J, WEBB A, AMEER G. Novel citric acid-based biodegradable elastomers for tissue engineering[J]. Advanced Materials, 2004, 16(6):511-516.

[14] PRABHAKARAN M P, NAIR A S, DAN K, et al. Electrospun composite scaffolds containing poly(octanediol-co-citrate) for cardiac tissue engineering [J]. Biopolymers, 2012, 97(7):529-538.

[15] ZHANG X, KOTAKI M, OKUBAYASHI S, et al. Effect of electron beam irradiation on the structure and properties of electrospun PLLA and PLLA/PDLA blend nanofibers[J]. Acta Biomaterialia, 2010, 6(1): 123-129.

Study on the preparation and properties of POC/PLA biomedical materials

ZouFangdong1,SunXiaoxia2,WangXinhou1, 2

1. College of Textiles, Donghua University, Shanghai 201620, China; 2. Key Laboratory of Textile Science & Technology, Ministry of Education， Donghua University, Shanghai 201620, China

Poly (1, 8-octanediol-co-citric acid) (POC)/ polylactic acid (PLA) biomedical materials were prepared by the electrospinning method on self-made devices, and their surface appearance, infrared spectra characteristics, hydrophilicity, in-vitro degradation and tensile mechanical properties were studied. The results showed that, with the addition of the mass fraction of POC, nanofibers’ diameter gradually reduced, hydrophilicity gradually increased and degradation rate accelerated; and the tensile mechanical properties of POC/PLA biomedical materials achieved a great breakthrough, and their breaking strength, breaking elongation and elastic modulus were improved significantly.

POC, PLA, electrospinning, biomedical material, surface appearance, infrared spectra characteristic, hydrophilicity, in vitro degradation, tensile mechanical property

2016-10-10

鄒方東，男，1991年生，在讀碩士研究生，主要研究方向為紡織工程

王新厚，E-mail：xhwang@dhu.edu.cn

TS176.+9

A

1004-7093(2017)03-0015-07