北京理工大學(xué)碩士學(xué)位論文摘要聚氨酯通常是由軟段和硬段交替組成的多嵌段共聚物，分子鏈中所含有的氨基甲酸酯基團(tuán)(—NHCOO—)能使分子內(nèi)與分子間產(chǎn)生強(qiáng)烈的氫鍵相互作用，適當(dāng)?shù)能?、硬段結(jié)構(gòu)及其比例，可以使聚氨酯獲得良好的韌性、彈性、耐水耐化學(xué)溶劑性、可加工性和良好物理機(jī)械性能。與此同時(shí)，聚氨酯還具有優(yōu)良的抗凝血性能和生物相容性，以及無過敏反應(yīng)等性能，在人工心臟、人工血管、人工導(dǎo)管等方面有著廣泛的應(yīng)用。隨著組織工程概念的提出和發(fā)展，早期的聚氨酯材料不能生物降解的問題日益引起人們的關(guān)注。為此，本實(shí)驗(yàn)嘗試?yán)萌芤壕酆戏ê铣闪艘活愐再嚢彼嵫苌餅槎惽杷狨ズ蛿U(kuò)鏈劑的新型生物可降解聚氨酯材料，研究了其結(jié)構(gòu)與性能之間的關(guān)系。通過靜電紡絲技術(shù)可降解聚氨酯無紡膜，并探索了該材料作為組織工程血管支架的電紡絲加工技術(shù)。首先用溶液法合成以賴氨酸乙酯二異氰酸酯(LDI)為硬段，賴氨酸乙酯(Lysine)/1,4-丁二醇為擴(kuò)鏈劑，以聚(ε-己內(nèi)酯)二元醇(PCL)為軟段的聚氨酯材料。采用GPC、核磁、紅外、DSC、力學(xué)性能測(cè)試等方法對(duì)所制備得到的可降解聚氨酯樣品進(jìn)行了結(jié)構(gòu)和性能表征。結(jié)果表明，投料比相同的情況下，隨著硬段含量的增加，聚氨酯材料拉伸強(qiáng)度增加；賴氨酸乙酯擴(kuò)鏈合成的聚氨酯力學(xué)性能要優(yōu)于1,4-丁二醇擴(kuò)鏈合成的聚氨酯；由于硬段的分子結(jié)構(gòu)不對(duì)稱，增加硬段含量將增加相混合程度，從而使軟段結(jié)晶放熱峰值溫度提高；合成的聚氨酯具有生物可降解性，聚氨酯的酶促降解速率比水解降解速率快。然后，通過靜電紡絲技術(shù)制備了以賴氨酸乙酯為擴(kuò)鏈劑的聚氨酯可降解聚氨酯無紡膜。掃描電鏡分析發(fā)現(xiàn)聚氨酯靜電紡絲的可紡性主要取決于紡絲液的濃度，電紡絲的直徑在一定范圍內(nèi)隨著紡絲液濃度的增加而增加。通過對(duì)可降解聚氨酯管狀支架拉伸強(qiáng)度和爆破壓測(cè)試，表明聚氨酯電紡絲管狀支架材料的兩項(xiàng)數(shù)值均高于人體自身血管相應(yīng)的力學(xué)性能數(shù)據(jù)；順應(yīng)性與人體自身血管的順應(yīng)性相近。具有在組織工程血管支架的潛在應(yīng)用前景。關(guān)鍵詞：聚氨酯；賴氨酸二異氰酸酯；賴氨酸乙酯；生物可降解；電紡絲

AbstractThepolyurethane(PU)areakindofmulti-blockcopolymerscomposedofsoftsegmentandhardsegment,inwhichtheinherentcarbaminategroups(—NHCOO—)canformavarietyofintramolecularandintermolecularhydrogenbonds.AsuitablechoiceofsoftandhardsegmentstructureandtheproportioncanprovidethePUswithgoodphysicalmechanicalproperties,e.g.finetoughnessandelasticity,wearable,chemicalresistance,waterresistance,goodprocesspropertyandsoon.Atthesametime,thePUalsohavetheanti-coagulantandbiocompatibleabilities.Consequently,theyarewidelyutilizedinthebiomedicalarea,e.g.heartvalve,artificialbloodvessel,artificialskin,boneadhesiveandsoon.ItishighlyconcernedthattheearlyPUsshowednobio-degradablealongwiththeincomminganddevelopmentoftheconceptoftissueengineering.Inthisstudy,akindofbiodegradablePUwassynthesizedandcharacterizedtostudytherelationsbetweenthestructureandtheproperties.PUnon-wovenmenbraneswerefibracatedbyelectrospinning.andatthesametimeelectrospinningprocossingofthePUswasalsoinvestigated.Firstly,akindofbiodegradableandbiocompatiblepolyurethaneswaspreparedbythestep-growthpolymerizationofL-lysineethylesterdiisocyanate(LDI)ashardsegment,poly(ε-capro-lactone)diol(PCL)assoftsegmentandL-lysineethylester(Lysine)/1,4-Butanediolaschainextender.ThePUssynthesizedwerecharacterizedbyGPC,FTIR,DSCandtensiletests.Theresultsshowedthatthetensilestrengthwasincreasedwithincreasingthecontentofsoftsegmentatthesamefeedmolarratio.ThePUswithL-lysineaschainextenderpossessedhighermechanicalpropertiesthanthatofthepoly(urethane)swith1,4-butanediol(BDO)aschainextender.BecauseofthelesssymmetryofLDItheexothermiccrystallineformingpeakofsoftsegmentshiftedtohighertemperaturecanbeattributetotheraisingofthedegreeofthephasemixingtowhichtheincreasingthehardsegmentcontentresulted.ThePUspreparedwerebio-degradableanddegradationratewasfasterintheenzymaticdegradationthanthatinthehrdrolysisdegradation.Secondly,bio-degradablePUnon-wovenmembraneswerepreparedwiththesynthersizedpolyurethanewithBDOaschainextender.TheconclusionthatspinnabilityofthePUsmainlydependedontheconcerntrationofthePUspinningsolutionandthefiberdiameterwasincreasedwithincreasingthepolymersolutionconcentrationinacertainrangewasdrawviaSEMtest.Thetensilestrength,burstpressurestrengthofthebia-degradablePUtubulousscaffoldpreparedwereallhigherthanthoseofnativebloodvesselsanditscompliancewasclosetothenativebloodones,andthereisapotentialapplicationprospectofitinthefieldoftissueegineeringvascularsacffold.Keywords:Polyurethane,L-lysineethylesterdiisocyanate,Lysineethylesterchainextender,bio-degradable,Electrospinning

目錄TOC\o"1-4"\h\z\u第一章緒論 81.1生物醫(yī)用材料和組織工程 81.1.1生物醫(yī)用材料 81.1.2組織工程和組織工程支架材料 91.2生物醫(yī)用聚氨酯材料研究進(jìn)展 121.2.1聚氨酯介紹 121.2.2生物可降解聚氨酯組分的選擇 121.2.3聚氨酯的生物可降解性 141.2.4聚氨酯在生物醫(yī)用材料中的應(yīng)用 161.3靜電紡絲 171.3.1靜電紡絲裝置及工作原理 171.3.2靜電紡絲在組織工程中的應(yīng)用 181.3.3靜電紡絲工藝研究進(jìn)展 181.4研究展望 211.5本論文研究目的及意義 22參考文獻(xiàn) 23第二章生物可降解聚氨酯的合成與性能研究 272.1前言 272.2實(shí)驗(yàn)部分 282.2.1原料與試劑 282.2.2測(cè)試方法 282.2.3以賴氨酸為擴(kuò)鏈劑的聚氨酯(PU-L)的合成 292.2.4以1,4-丁二醇為擴(kuò)鏈劑的聚氨酯(PU-B)的合成 292.2.5聚氨酯薄膜的制備 302.2.6聚氨酯水解降解和酶促降解 302.3結(jié)果與討論 312.3.1聚氨酯的合成與性能表征 312.3.2聚氨酯的水解降解和酶促降解 412.4本章小結(jié) 42參考文獻(xiàn) 43第三章聚氨酯靜電紡絲及管狀支架的性能研究 453.1前言 453.2實(shí)驗(yàn)部分 463.2.1試劑與儀器 463.2.2測(cè)試方法及條件 463.2.3聚氨酯電紡絲 483.3結(jié)果和討論 483.3.2聚氨酯管狀支架的力學(xué)性能 523.4本章小結(jié) 53參考文獻(xiàn) 54第四章結(jié)論 56TOC\o"1-4"\f\h\z\u第一章緒論 81.1生物醫(yī)用材料和組織工程 81.1.1生物醫(yī)用材料 81.1.2組織工程和組織工程支架材料 91.2生物醫(yī)用聚氨酯材料研究進(jìn)展 121.2.1聚氨酯介紹 121.2.2生物可降解聚氨酯組分的選擇 121.2.3聚氨酯的生物可降解性 141.2.4聚氨酯在生物醫(yī)用材料中的應(yīng)用 161.3靜電紡絲 171.3.1靜電紡絲裝置及工作原理 171.3.2靜電紡絲在組織工程中的應(yīng)用 181.3.3靜電紡絲工藝研究進(jìn)展 181.4研究展望 211.5本論文研究目的及意義 22參考文獻(xiàn) 23第二章生物可降解聚氨酯的合成與性能研究 272.1前言 272.2實(shí)驗(yàn)部分 282.2.1原料與試劑 282.2.2測(cè)試方法 282.2.3以賴氨酸為擴(kuò)鏈劑的聚氨酯(PU-L)的合成 292.2.4以1,4-丁二醇為擴(kuò)鏈劑的聚氨酯(PU-B)的合成 292.2.5聚氨酯薄膜的制備 302.2.6聚氨酯水解降解和酶促降解 302.3結(jié)果與討論 312.3.1聚氨酯的合成與性能表征 312.3.2聚氨酯的水解降解和酶促降解 412.4本章小結(jié) 42參考文獻(xiàn) 43第三章聚氨酯靜電紡絲及管狀支架的性能研究 453.1前言 453.2實(shí)驗(yàn)部分 463.2.1試劑與儀器 463.2.2測(cè)試方法及條件 463.2.3聚氨酯電紡絲 483.3結(jié)果和討論 493.3.2聚氨酯管狀支架的力學(xué)性能 533.4本章小結(jié) 54參考文獻(xiàn) 55第四章結(jié)論 57

第一章緒論1.1生物醫(yī)用材料和組織工程1.1.1生物醫(yī)用材料生物醫(yī)用材料(Biomedicalmaterials)又稱為生物材料(biomaterials)，是指以醫(yī)療為目的，用于診斷、治療、修復(fù)或替換人體組織器官或增進(jìn)其功能的材料[1]。生物醫(yī)用材料一般由高分子、金屬、陶瓷、天然材料、復(fù)合材料等材料組成。生物醫(yī)用材料的研究具有悠久的歷史，可追溯至遠(yuǎn)古時(shí)代，如公元前約3500年，古埃及人利用棉花纖維、馬鬃作縫合線縫合傷口；墨西哥的印第安人使用木片修補(bǔ)受損的顱骨等。到了近代，隨著化學(xué)工業(yè)的發(fā)展，生物醫(yī)用材料得到了更進(jìn)一步的研究和應(yīng)用。1851年天然橡膠的硫化方法發(fā)明后，天然高分子硬膠開始被用來制作人工牙托和顎骨。1943年賽璐璐薄膜開始用于血液透析。60年代初，聚甲基丙烯酸甲酯開始用于髖關(guān)節(jié)的修復(fù)[2]。20世紀(jì)60-80年代，在對(duì)工業(yè)化的材料進(jìn)行生物相容性研究基礎(chǔ)上，開發(fā)了第一代生物醫(yī)用材料及產(chǎn)品在臨床應(yīng)用，例如體內(nèi)固定用骨釘和骨板、人工關(guān)節(jié)、人工心臟瓣膜、人工血管、人工晶體和人工腎等。第一代生物醫(yī)用材料以惰性為主，即植入后和周圍組織不發(fā)生反應(yīng)，將受體對(duì)植入器械的異物反應(yīng)降到最低，但亦無法降解。從上世紀(jì)80年代到90年代，生物醫(yī)用材料領(lǐng)域的重點(diǎn)逐漸由生物惰性轉(zhuǎn)向生物活性，開發(fā)了第二代生物醫(yī)用材料及產(chǎn)品。這種具有活性的材料能夠在生理?xiàng)l件下發(fā)生可控的反應(yīng)，并作用于人體。其中，羥基磷灰石(hydroxyapatite，HA)的分子式為Ca10(PO4)6(OH)2，其化學(xué)成分、晶體結(jié)構(gòu)與人體骨骼中的無機(jī)鹽十分相似。與惰性材料相比，HA在體內(nèi)不存在免疫和干擾免疫系統(tǒng)的問題，材料本身無毒副作用，耐腐蝕強(qiáng)度高，表面帶有極性，能與細(xì)胞膜表層的多糖和糖蛋白等通過氫鍵相結(jié)合，并有高度的生物相容性[3]。除具有活性外，第二代生物醫(yī)用材料的另一個(gè)優(yōu)勢(shì)在于材料具有可控的降解性。隨著機(jī)體組織的逐漸生長(zhǎng)，植入的材料不斷被降解，并最終完全被新生組織所取代，在植入位置和宿主組織間將不再有明顯的界面區(qū)分。20世紀(jì)90年代后期，開始研究能在分子水平上刺激細(xì)胞產(chǎn)生特殊應(yīng)答反應(yīng)的第三代生物醫(yī)用材料。這類生物醫(yī)用材料將生物活性材料與可降解材料這兩個(gè)獨(dú)立的概念結(jié)合起來，在可降解材料上進(jìn)行分子修飾，引起細(xì)胞整合素的相互作用，誘導(dǎo)細(xì)胞增殖、分化，以及細(xì)胞外基質(zhì)的合成與組裝，從而啟動(dòng)機(jī)體的再生系統(tǒng)，也屬于再生醫(yī)學(xué)的范疇[4]。再生醫(yī)學(xué)是從20世紀(jì)80年代后期逐步興起并發(fā)展起來的，從廣義上來講，再生醫(yī)學(xué)是利用人類的自然治愈能力，使受到巨大創(chuàng)傷的機(jī)體組織或器官獲得自己再生能力為目的的醫(yī)學(xué)。目前，再生醫(yī)學(xué)所包含的內(nèi)容主要包括以下4大模塊:干細(xì)胞與克隆技術(shù)、組織工程、組織器官代用品(即生物醫(yī)用材料產(chǎn)品)、異種器官移植。該領(lǐng)域已經(jīng)成為一個(gè)多學(xué)科交叉并迅速發(fā)展的領(lǐng)域[5]。1.1.2組織工程和組織工程支架材料“組織工程學(xué)”是在分子生物學(xué)、移植免疫技術(shù)、細(xì)胞生物學(xué)、新型醫(yī)學(xué)材料、臨床醫(yī)學(xué)等學(xué)科及基因技術(shù)、分子克隆技術(shù)、免疫隔離技術(shù)、大規(guī)模細(xì)胞擴(kuò)增技術(shù)、體外組織構(gòu)建技術(shù)等高技術(shù)迅速發(fā)展以后出現(xiàn)的一門多學(xué)科交叉的新興分支學(xué)科?！敖M織工程”的概念最早是由美國(guó)國(guó)家科學(xué)基金會(huì)于1987年正式確立，定義為：應(yīng)用生命科學(xué)和工程學(xué)的原理與技術(shù)，在正確認(rèn)識(shí)哺乳動(dòng)物正常及病例兩種狀態(tài)下組織結(jié)構(gòu)與功能關(guān)系的基礎(chǔ)上，研究、開發(fā)用于修復(fù)、維護(hù)和促進(jìn)人體各種組織或器官損傷后功能和形態(tài)生物替代物的學(xué)科[6]。其核心是建立細(xì)胞與生物醫(yī)用材料的三維空間復(fù)合體，即具有生命力的活體組織，用以對(duì)病損組織進(jìn)行形態(tài)結(jié)構(gòu)和功能的重建并達(dá)到永久性替代。此三維空間結(jié)構(gòu)為細(xì)胞提供了獲取營(yíng)養(yǎng)、氣體交換、排泄廢物和生長(zhǎng)代謝的場(chǎng)所，也是形成新的具有形態(tài)和功能的組織器官的物質(zhì)基礎(chǔ)。組織工程支架材料屬于第三代生物醫(yī)用材料。支架在組織再生過程中為細(xì)胞的生長(zhǎng)、遷移、分化、細(xì)胞外基質(zhì)的分泌提供支持，并且決定新生組織的結(jié)構(gòu)。理想的組織工程三維立體支架材料必須具有以下條件:1.有良好的生物相容性，在體外或植入體內(nèi)時(shí)，無論其本身或其降解產(chǎn)物都應(yīng)對(duì)機(jī)體無毒性，都不會(huì)導(dǎo)致機(jī)體炎癥反應(yīng)和引起宿主的移植排斥反應(yīng)。2.有三維連通、微孔結(jié)構(gòu)，孔隙率達(dá)90%以上，以便為細(xì)胞和組織的生長(zhǎng)提供足夠的空間和營(yíng)養(yǎng)代謝環(huán)境。3.有良好的生物降解性能，材料支架的降解速率與植入的細(xì)胞組織形成的速率相匹配，當(dāng)材料支架完成組織再生模板的功能后，可以完全被降解吸收。4.有良好的材料—細(xì)胞界面，以利于細(xì)胞黏附、生長(zhǎng)和繁殖。5.有良好的可塑性和適宜的力學(xué)性能，支架材料易于加工成形和承受一定的壓力，并在一定的時(shí)間內(nèi)保持其外形和結(jié)構(gòu)的完整性[7]。支架材料在體內(nèi)組織再生過程中發(fā)揮幾方面的作用：在結(jié)構(gòu)上加強(qiáng)缺損部位的強(qiáng)度；阻礙周圍組織長(zhǎng)入；作為體外接種的細(xì)胞在體內(nèi)擴(kuò)增和增殖的支架；利用與細(xì)胞整合素以及受體的相互作用，作為一種可溶的細(xì)胞功能調(diào)節(jié)因子；作為細(xì)胞、生長(zhǎng)因子和基因的生物載體[8]。理想的支架材料應(yīng)該是可降解的，在植入體內(nèi)后慢慢降解，降解產(chǎn)物對(duì)周圍組織無毒副作用并且被吸收或排出體外，只留下細(xì)胞所產(chǎn)生的新生組織。目前用于組織工程支架的生物材料包括可降解的天然生物材料、不可降解的高分子合成材料和可降解的高分子合成材料。目前，應(yīng)用于組織工程的材料很多，大體可分為天然生物材料和合成生物材料兩大類兩大類。天然生物材料天然生物可降解材料與細(xì)胞的相容性比較好，完整的天然生物材料內(nèi)可能存在著某些復(fù)合生長(zhǎng)因子，可誘導(dǎo)調(diào)節(jié)細(xì)胞的生長(zhǎng)、分化和增殖等。但是這類材料一般是通過生物體組織分離獲得，不同批次的原料之間的性質(zhì)還會(huì)有所差別，而且物理機(jī)械性能較差，常用的有膠原、氨基葡聚糖、甲殼素/殼聚糖、海藻酸鹽以及明膠等[9]。膠原(ocngane)是哺乳動(dòng)物結(jié)締組織中的主要成分，構(gòu)成人體約30%的蛋白質(zhì)，在皮膚中的干重達(dá)72%。膠原共有19種類型，最常見的是I型、II型和III型。其中I型含量最豐富，由于具有規(guī)整的螺旋結(jié)構(gòu)，免疫原性比較溫和，具有良好的細(xì)胞粘附性和親和性，是一類優(yōu)良的生物材料，已經(jīng)在傷口敷料、人工皮膚、骨組織工程等領(lǐng)域中得到了廣泛應(yīng)用[10]。但膠原的不足之處是價(jià)格昂貴、力學(xué)強(qiáng)度差、降解過快，需用物理或化學(xué)方法進(jìn)行交聯(lián)以改進(jìn)性能。物理交聯(lián)有熱交聯(lián)、紫外線和Y射線交聯(lián)等，優(yōu)點(diǎn)是不會(huì)引入有毒化學(xué)物質(zhì)，缺點(diǎn)是不易獲得較好的交聯(lián)強(qiáng)度和均勻一致的交聯(lián)?；瘜W(xué)交聯(lián)能獲得理想的交聯(lián)結(jié)構(gòu)，但往往會(huì)引入有毒的交聯(lián)劑而導(dǎo)致不良的副作用。甲殼素是一種來源于動(dòng)物的天然多糖，普遍存在于蝦、蟹及昆蟲等的甲殼之中，常與蛋白質(zhì)以共價(jià)鍵結(jié)合形式存在，甲殼素在堿液中脫乙酞基即得到殼聚糖，后者不具有免疫原性。用甲殼素或殼聚糖制成的薄膜、非編織紙或與其它纖維制成的無紡布是一類良好的創(chuàng)傷包覆材料，用于燒傷、植皮切皮部位的創(chuàng)面保護(hù)，可以促進(jìn)傷口愈合，效果優(yōu)于由纖維素制成的紗布。殼聚糖無免疫原性，是一種天然的聚陽離子多糖，可用于修復(fù)軟骨、骨和皮膚等組織損傷，還可用作神經(jīng)、肝等組織修復(fù)的基質(zhì)材料以及DNA載體等[11]。合成生物材料人工合成的高分子材料由于可以克服天然生物材料力學(xué)性能差的缺點(diǎn)，成為組織工程支架材料研究的熱點(diǎn)。合成材料中研究較多的有聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)及它們的共聚物(PLGA)、聚己內(nèi)酯(PCL)、聚碳酸醋、聚酸酐、聚羥基烷基酸酯、聚磷睛、聚氨基酸等[12]。圖1.1常用的生物可降解材料的化學(xué)結(jié)構(gòu)式脂肪族聚酯是合成生物材料中研究最多、應(yīng)用最廣的生物可降解高分子。聚乳酸(聚丙交酯)，常用的是分別以L-乳酸和DL-乳酸為原料得到的PLLA和PDLLA。PLLA結(jié)晶度較高，熔點(diǎn)約為185℃，具有優(yōu)良的力學(xué)強(qiáng)度并且降解時(shí)間可達(dá)3年左右，適用于制作承載裝置，常用作醫(yī)用縫合線和外科矯正材料。PDLLA是無定型聚合物，玻璃化溫度約為65℃，降解和吸收較快，一般為3-6個(gè)月，主要用作軟組織修復(fù)材料和藥物控釋載體等。聚乙醇酸(聚乙交酯)分子結(jié)構(gòu)規(guī)整，結(jié)晶度可高達(dá)50%。熔點(diǎn)在225℃左右。PGA不溶于普通的有機(jī)溶劑，只溶解于高氟代有機(jī)溶劑如六氟異丙醇等。PGA親水性強(qiáng)，降解快，其纖維植入體內(nèi)2-4周后即失去力學(xué)強(qiáng)度。由于單純的PGA機(jī)械強(qiáng)度較差，而且脆性大難于加工，因此人們常通過共聚得到PLGA，以改善材料的機(jī)械性能和降解性能。如今這類材料己經(jīng)在軟骨、骨、神經(jīng)組織工程以及人工肝、人工膀膚等領(lǐng)域得到了廣泛應(yīng)用。脂肪族聚碳酸酯具有良好的生物相容性和力學(xué)性能。聚三亞甲基碳酸酯(PTMC)及其共聚物是目前研究最為廣泛的一類，由于具有良好的生物相容性，在體溫下有一定彈性，且具有較低的親水性和吸水率。由于PTMC室溫下呈粘膠狀，且降解速率緩慢，通常將其與聚己內(nèi)醋共聚后用作藥物控釋和神經(jīng)修復(fù)材料等。近年來，對(duì)含有氨基、輕基、梭基等功能化基團(tuán)的聚碳酸酷的研究也越來越多。合成材料來源充足，易于加工，可以通過適當(dāng)?shù)姆肿釉O(shè)計(jì)控制材料的結(jié)構(gòu)與性能，以達(dá)到不同的使用要求，但相對(duì)天然生物材料來說，其組織相容性和細(xì)胞親和性還遠(yuǎn)遠(yuǎn)不能滿足組織工程和其它生物醫(yī)用領(lǐng)域飛速發(fā)展的需要。因此，設(shè)計(jì)與合成新型的生物材料，尤其是針對(duì)不同組織與器官的具體要求而進(jìn)行專門設(shè)計(jì)，是聚合物組織工程材料發(fā)展的重要方向之一。1.2生物醫(yī)用聚氨酯材料研究進(jìn)展1.2.1聚氨酯介紹聚氨酯是含有氨基甲酸酯官能團(tuán)（-NHCOO-）的一類材料的總稱。聚氨酯一般由兩步法合成，第一步是預(yù)聚階段，由聚醚或聚酯二元醇與二異氰酸酯進(jìn)行加成反應(yīng)；第二步是預(yù)聚物和充當(dāng)擴(kuò)鏈劑的小分子二胺或二醇反應(yīng)進(jìn)行擴(kuò)鏈。聚氨酯分子鏈呈軟硬段結(jié)構(gòu)，軟段一般由聚醚或聚酯二元醇構(gòu)成，形成材料的連續(xù)相，賦予聚氨酯彈性并控制其耐低溫性、耐溶劑性和耐候性。硬段由二異氰酸酯構(gòu)成，極性強(qiáng)，硬段中氨基甲酸酯官能團(tuán)的存在使分子鏈間形成大量的氫鍵，相互作用力強(qiáng)，故硬段常以晶態(tài)存在，硬段構(gòu)成的晶態(tài)微區(qū)在聚合物中起到了物理交聯(lián)點(diǎn)的作用，像填料一樣增強(qiáng)了軟段，控制著聚氨酯的強(qiáng)度和耐熱性[13]。聚氨酯自二十世紀(jì)三十年代問世以來，由于其具有耐磨耗、耐油、耐撕裂、耐化學(xué)腐蝕、高彈性和吸振能力等優(yōu)異性能，在國(guó)民經(jīng)濟(jì)許多領(lǐng)域得到了廣泛的應(yīng)用[14]。隨著醫(yī)學(xué)的發(fā)展，人們逐漸將目光轉(zhuǎn)到聚氨酯的生物醫(yī)用性能上來。由于軟硬段之間的組成與極性不同，使其在熱力學(xué)上不相容而形成微相分離結(jié)構(gòu)，該微相分離結(jié)構(gòu)不僅賦予了聚氨酯良好的力學(xué)性能，而且還賦予了聚氨酯良好的組織和血液相容性。1968年，Boretos將聚氨酯彈性體用在人體中表現(xiàn)出良好的生物相容性，隨后一系列生物醫(yī)用聚氨酯材料相繼被合成出來并得到應(yīng)用，如人工心臟及人工心臟輔助裝[15]、人工血管[16]、人工關(guān)節(jié)[17]、人工軟骨[18]、神經(jīng)導(dǎo)管[19]等。近年來，隨著組織工程與再生醫(yī)學(xué)的發(fā)展，人們對(duì)可降解聚氨酯彈性體在軟組織工程（如人工血管、人工心臟）支架制備中的應(yīng)用表現(xiàn)出極大的興趣，除了聚氨酯具有良好的力學(xué)性能外，還在于聚氨酯材料的順應(yīng)性是最為接近天然血管組織的[20]。而且大量臨床實(shí)踐也證明，聚氨酯彈性體在血液相容性、生物相容性、耐久性和順應(yīng)性等方面均優(yōu)于天然橡膠、硅橡膠、聚烯烴等材料，是國(guó)內(nèi)外研制人工血管的首選材料。1.2.2生物可降解聚氨酯組分的選擇1.2.2根據(jù)合成聚氨酯硬段部分二異氰酸酯的不同，聚氨酯生物醫(yī)用材料大致可分為三代[21]。第一代聚氨酯以芳香族二異氰酸酯作為硬段（如MDI），基于芳香族二異氰酸酯的聚氨酯材料由于苯環(huán)間強(qiáng)烈的相互作用力而具有優(yōu)異的機(jī)械性能，但是芳香族二異氰酸酯由于體內(nèi)自由基化學(xué)酶的作用，可能會(huì)發(fā)生部分的降解，且降解的產(chǎn)物對(duì)生物體有較強(qiáng)的毒性。如MDI在體內(nèi)的降解物質(zhì)為4，4’-甲撐二苯胺(MDA)，經(jīng)毒理實(shí)驗(yàn)證實(shí)MDA是一種強(qiáng)烈致癌、可誘導(dǎo)基因突變的物質(zhì)[22]；第二代聚氨酯使用脂肪族二異氰酸酯作為硬段（如HDI），有效改善了降解產(chǎn)物的毒性問題，由于分子結(jié)構(gòu)的原因，脂肪族二異氰酸酯的分子間作用力不如芳香族二異氰酸酯，使得材料的力學(xué)性能有所下降。第一代和第二代聚氨酯是不易降解的，即作為生物惰性材料來使用。隨著組織工程概念的提出和發(fā)展，對(duì)生物醫(yī)用材料降解性和毒性控制的要求不斷提高，第一代和第二代聚氨酯的不足促使第三代聚氨酯誕生。第三代聚氨酯所使用的是氨基酸類二異氰酸酯，這類聚氨酯易于降解，且產(chǎn)物為無毒的氨基酸，不會(huì)降低附近組織的PH值，故不會(huì)導(dǎo)致炎癥的發(fā)生。軟段的選擇軟段的選擇對(duì)聚氨酯性能有很大的影響。目前應(yīng)用于可生物降解聚氨酯的軟段材料主要分為兩類。一類是基于天然高分子材料的聚氨酯，它們是利用天然多羥基化合物或聚合物與異氰酸酯直接反應(yīng)得到，如木質(zhì)素、淀粉、殼聚糖和纖維素等。天然高分子材料具有價(jià)格便宜，易于獲得，可再生等優(yōu)勢(shì)，并且本身就具有良好的生物相容性。但是，以天然的高分子材料作為軟段合成的聚氨酯材料在力學(xué)強(qiáng)度方面并不理想。另一類可生物降解聚氨酯材料是以合成材料聚醚和聚酯二元醇為軟段的聚氨酯材料。以聚醚和聚酯二元醇為軟段合成的聚氨酯材料具有良好的力學(xué)和加工性能，成為近些年研究的重點(diǎn)。聚醚二元醇主要包括聚環(huán)氧乙烷（PEO）、聚四氫呋喃醚（PTMG）等，聚醚型聚氨酯雖具有較低的玻璃化溫度、較好的耐候性和耐水解性，但其力學(xué)性能不如聚酯型聚氨酯。與聚醚二元醇相比，聚酯二元醇因含有較多的極性酯基，內(nèi)聚能較大，可形成較強(qiáng)的分子內(nèi)氫鍵，因而聚酯型聚氨酯具有較好的力學(xué)性能，而且由于酯鍵的水解不穩(wěn)定性，脂肪族聚酯具有良好的可降解性能(包括水解降解、酶降解及微生物降解）相對(duì)于聚醚型而言，聚酯型聚氨酯更容易降解，因此聚酯型聚氨酯成為可降解醫(yī)用聚氨酯的主要原料。常用的聚酯二元醇有聚羥基乙酸(PGA)、聚乳酸(PLA)、聚己內(nèi)酯(PCL)等。其中，近年來對(duì)具有良好生物相容性的聚己內(nèi)酯(PCL)研究得非常多。PCL是通過已內(nèi)酯開環(huán)聚合而得，是單晶結(jié)構(gòu)的線性脂肪族聚合物，它的熔點(diǎn)較低(約57℃)，結(jié)晶度約為45%。由于PCL的憎水性很強(qiáng)，降解速度較慢，當(dāng)聚己內(nèi)酯在分子量降到一定程度時(shí)又可被吞噬細(xì)胞所消耗，生物相容性很好，適合于做長(zhǎng)期植入裝置。PCL還具有良好的藥物通透性，常常應(yīng)用于藥物釋放載體。有良好的生物相容性、生物可吸收性和生物可降解性。將聚己內(nèi)酯作為聚氨酯的軟段材料的研究已廣泛開展。有研究表明，聚己內(nèi)酯在生物體內(nèi)的降解時(shí)間比一般材料要長(zhǎng)，而且聚己內(nèi)酯引起的組織炎癥效應(yīng)很小[23]。聚氨酯的力學(xué)性能取決于自身結(jié)構(gòu)中軟硬段的比例，軟段使用脂肪族聚酯可提高聚氨酯的彈性，但若軟段含量過高則會(huì)使聚氨酯的力學(xué)性能下降。所以，確定適當(dāng)?shù)能浻捕伪壤呛铣删哂辛己昧W(xué)性能聚氨酯的關(guān)鍵。1.2.2聚氨酯的擴(kuò)鏈劑主要是小分子二元醇類如1，4-丁二醇(BDO)和小分子二元胺類如乙二胺(EDA)。二元胺類擴(kuò)鏈劑由于可以形成脲基(-NHCONH-)，與二元醇類擴(kuò)鏈劑形成的氨基甲酸酯基(-NHCOO-)相比，其氫鍵密度更大，分子間作用力更大，因此具有更高的力學(xué)性能。除了兩種主要的擴(kuò)鏈劑，有研究者開始嘗試新型具有功能性的擴(kuò)鏈劑，使合成的聚氨酯不但具有優(yōu)異的力學(xué)性能，而且具有生物功能，進(jìn)而提高PU的血液相容性。Phaneuf[24]等用二羥甲基丙酸(Bis-hydroxymethylpropiionicacid,DHMPA)作為擴(kuò)鏈劑合成了一種生物穩(wěn)定的PU，其中羧酸基團(tuán)可以接上蛋白質(zhì)，使抗凝血性能得到了很大的提高。用DHMPA合成PU膜的拉伸強(qiáng)度比用BDO做擴(kuò)鏈劑合成PU膜高217倍，而斷裂伸長(zhǎng)率基本保持不變。Baumgarnter[25]等制備了一系列用甘油磷酰膽堿(Glycerophosphorylcholine,GPC)為擴(kuò)鏈劑的含磷脂PU。當(dāng)PU中GPC的含量增加時(shí)，楊氏模量提高，粘附在表面的細(xì)菌量減少。含氟的擴(kuò)鏈劑也有應(yīng)用。一般認(rèn)為引入極性強(qiáng)的氟元素可以有效地減低表面自由能，也可以使氫鍵數(shù)目增加，分子間作用力增強(qiáng)。研究證明由于氟的引入使PU表面疏水能力明顯變得更強(qiáng)，但疏水的能力大小與氟的含量多少之間關(guān)系不大。1.2.3聚氨酯的生物可降解性由于自身結(jié)構(gòu)原因，聚氨酯材料植入體內(nèi)后都會(huì)發(fā)生一定程度的水解，水解速率的大小主要取決于聚氨酯的化學(xué)結(jié)構(gòu)。Schollenberger[26]等廣泛研究了聚酯、聚己內(nèi)酯、和聚醚型聚氨酯的水解穩(wěn)定性，發(fā)現(xiàn)它們水解穩(wěn)定性的大小次序?yàn)椋壕勖眩揪奂簝?nèi)酯＞聚酯。聚酯型聚氨酯的分解反應(yīng)涉及水和酯鍵的反應(yīng)，該反應(yīng)是酸催化的，因?yàn)樵诋a(chǎn)物中有羧基生成，所以該反應(yīng)也是自催化反應(yīng)，遵循二級(jí)反應(yīng)機(jī)理。圖1.2聚酯型聚氨酯中酯鍵的水解反應(yīng)在聚氨酯中對(duì)水解最敏感的基團(tuán)是酯基，其次是氨基甲酸酯基和脲基。氨基甲酸酯與水反應(yīng)生成氨基甲酸和醇，而脲水解生成氨基甲酸和胺。但氨基甲酸酯的水解難于羰基甲酸酯。另外，由于分子鏈中醚鍵的存在，可能會(huì)引起材料在體內(nèi)的氧化降解，如果植入體內(nèi)的聚氨酯材料中含有金屬成分，也會(huì)引起氧化降解。\圖1.3聚氨酯中氨基甲酸酯的水解反應(yīng)除了上述水解降解和氧化降解外，由于人體內(nèi)含有大量的各種各樣的生物酶，因此酶促降解對(duì)于植入聚氨酯材料的降解也是一個(gè)非常大的影響因素[27,28]，酶促降解在生物醫(yī)用材料的降解性能研究中也具有很重要的意義。聚醚聚氨酯在水解酶，如木瓜蛋白酶和細(xì)胞衍生酶(如膽固醇酯酶、彈性蛋白酶、羧酸酯酶)等的作用下容易降解[24]，且在生物體內(nèi)也不穩(wěn)定，容易在血液中巨噬細(xì)胞所產(chǎn)生的氧自由基作用下氧化降解，導(dǎo)致生理?xiàng)l件下的應(yīng)力開裂[29]。圖1.4聚醚型聚氨酯中醚鍵的酶促氧化降解反應(yīng)反應(yīng)Lipatova[30]等研究了在含填料的交聯(lián)聚氨酯膜上，胃阮酶促進(jìn)降解的活性，該聚氨酯膜由聚己二酸二乙酯二醇（1880和2050）和TDI、MDI、或、HMDI制備，交聯(lián)劑是三羥甲基丙烷，含量為20%的填料時(shí)食糖或淀粉。從紅外光譜分析，他們測(cè)定聚氨酯的降解是水解機(jī)理，同時(shí)有簡(jiǎn)單的水解和酶促進(jìn)水解。他們還發(fā)現(xiàn)胃阮酶被植入物的表面吸收，導(dǎo)致活性喪失。雖然很多研究者對(duì)聚氨酯在體內(nèi)的講解進(jìn)行了研究，提出了許多機(jī)理，但聚氨酯材料植入到人體內(nèi)后，降解作用的發(fā)生是各種酶以及其它的生理作用共同作用的結(jié)果。目前，對(duì)于生物材料在體內(nèi)的降解過程和降解機(jī)理還不是十分清楚，這也促使我們?cè)谶@一方面做進(jìn)一步的研究和探討。1.2.4聚氨酯在生物醫(yī)用材料中的應(yīng)用自20世紀(jì)50年代聚氨酯首次應(yīng)用于生物醫(yī)學(xué)，四十多年來，聚氨酯在醫(yī)學(xué)上的用途日益廣泛，1958年聚氨酯首次用于骨折修復(fù)材料，而后又成功地應(yīng)用于血管外科手術(shù)縫合用補(bǔ)充涂層，70年代開始，聚氨酯作為一種醫(yī)用材料已倍受重視。到了80年代，用聚氨酯彈性體制造人工心臟移植手術(shù)獲得成功，使聚氨酯材料在生物醫(yī)學(xué)上的應(yīng)用得到進(jìn)一步的發(fā)展[31]，近年來，隨著科技的進(jìn)步和研究水平的提高，新的醫(yī)用聚氨酯材料不斷涌現(xiàn)，制品的性能也不斷完善。1.2.4聚氨酯具有良好的血液相容性和生物相容性，已成為國(guó)內(nèi)外研制人工心臟及其輔助裝置的首選材料，為進(jìn)一步提高聚氨酯材料表面的抗凝血性能，國(guó)內(nèi)外科研人員對(duì)聚氨酯改性做了大量的研究，一般是在分子鏈上接枝硅和維生素等以進(jìn)一步改善其生物相容性。美國(guó)Kontron公司已合成出由90％聚氨酯和10％聚二甲基硅氧烷(PDMS)構(gòu)成的嵌段共聚物，由其制成的主動(dòng)脈內(nèi)氣囊、人工心臟及輔助裝置、導(dǎo)管、血管等醫(yī)用器件，臨床應(yīng)用時(shí)表現(xiàn)出較好的血液相容性和抗血栓能力[32]。英國(guó)醫(yī)療裝置生產(chǎn)商Aortech國(guó)際公司采用聚氨酯一硅烷嵌段共聚物Elast—Eon材料(TPU)制造新型人工心臟閥門，以提高生物相容性[33]。1.2.4由于傳統(tǒng)的給藥方式使得藥物成分在體內(nèi)迅速吸收，往往會(huì)引起不可接受的副作用，引起不充分的治療效果，因此，為了避免傳統(tǒng)常規(guī)制劑給藥頻繁所出現(xiàn)的“峰谷”現(xiàn)象，提高臨床用藥安全性與有效性，從而增加藥物治療的安全性、高效性和可靠性，一種良好的藥物緩釋輔料的應(yīng)用在臨床上具有很好的實(shí)際意義。Mehrdad等[34]刨將含羥基的抗病毒引入聚氨酯鏈段作為治療試劑，通過氨基甲酸酯水解使藥物緩慢的釋放出來，研究表明該類材料對(duì)藥物的緩釋具有較好的效果。Yang[35]基于單核巨噬細(xì)胞和相關(guān)酶對(duì)硬段的敏感性，把抗菌藥物氟醌酮引入聚氨酯硬段，設(shè)計(jì)了一組含藥物的聚合物(EpidelTM)，該聚合物在白細(xì)胞炎癥產(chǎn)生的酶作用下降解而釋放出藥物。1.2.4聚氨酯是一種彈性良好的高分子材料，聚氨酯人工血管具有良好的血液相容性和與天然血管相匹配的順應(yīng)性，可大大減少新內(nèi)膜增生，合理的孔徑和孔隙率的設(shè)計(jì)能增強(qiáng)內(nèi)皮細(xì)胞在支架上的粘附、長(zhǎng)入和鋪展，加速內(nèi)皮細(xì)胞化過程。潘仕榮等通過選擇材料和優(yōu)化制備條件，采用生物性能穩(wěn)定的聚氨酯制備小徑人工血管，曾先后報(bào)道聚六亞甲基碳酸酯聚氨酯的合成和通過微觀結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)和內(nèi)腔表面偶聯(lián)重組水蛭素[36-38]，提高順應(yīng)性和抗凝血性，達(dá)到自然內(nèi)皮細(xì)胞化和提高暢通率的目的。雖然聚氨酯材料在力學(xué)性能方面可以滿足人工血管的要求，但是當(dāng)其作為小口徑血管植入到人體內(nèi)，會(huì)出現(xiàn)由于凝血栓塞而導(dǎo)致的長(zhǎng)期通暢率不足的缺點(diǎn)，如何使其保持長(zhǎng)期通暢是一個(gè)亟待解決的問題，也是組織工程小直徑人工血管研究的一個(gè)關(guān)鍵問題。1.3靜電紡絲1.3.1靜電紡絲裝置及工作原理圖1.5靜電紡絲裝置示意圖靜電紡絲是在高電壓作用下，高聚物溶液或熔融體利用電場(chǎng)力形成一股帶電的噴射流，從噴口噴出，形成固體纖維的過程。其裝置如圖1.5所示。在電場(chǎng)力作用下，噴射裝置噴嘴處的液滴表面聚集電荷，受到一個(gè)與表面張力方向相反的電場(chǎng)力。當(dāng)電場(chǎng)逐漸增強(qiáng)時(shí)，液滴由球狀被拉長(zhǎng)為錐狀，形成所謂的“泰勒錐”(Taylorcone)。當(dāng)電場(chǎng)強(qiáng)度增加至一個(gè)臨界值時(shí)，電場(chǎng)力就會(huì)克服液滴的表面張力，從“泰勒錐”中噴出，從而產(chǎn)生出一個(gè)震蕩、不穩(wěn)定的噴射流，噴射流被快速拉伸、變形，溶劑也迅速揮發(fā)，最終形成纖維。1.3.2靜電紡絲在組織工程中的應(yīng)用理想的組織工程三維立體支架材料必須具有三維連通、微孔結(jié)構(gòu)，孔隙率高，以便為細(xì)胞和組織的生長(zhǎng)提供足夠的空間和營(yíng)養(yǎng)代謝環(huán)境，還要有有良好的材料—細(xì)胞界面，以利于細(xì)胞黏附、生長(zhǎng)和繁殖；有良好的可塑性和適宜的力學(xué)性能，支架材料易于加工成形和承受一定的壓力，并在一定的時(shí)間內(nèi)保持其外形和結(jié)構(gòu)的完整性。而電紡絲制備的組織工程材料能良好滿足這些要求。靜電紡納米纖維膜用作組織工程支架；作組織修復(fù)(如血管修復(fù))材料；作三維的細(xì)胞培養(yǎng)膜;作藥物控釋包裹膜。靜電紡納米纖維膜用作隔離膜能防止機(jī)體組織在愈合過程中相互粘連；還可用作創(chuàng)傷包敷材料。靜電紡絲制得的無紡布具有孔隙率高、纖維精細(xì)程度高、比表面積大、均一性好等優(yōu)點(diǎn)，能夠從納米尺度上模仿天然胞外基質(zhì)，可作為細(xì)胞生長(zhǎng)的多孔支架，促進(jìn)細(xì)胞的遷移和增殖。有研究比較了細(xì)胞在納米纖維支架和膜上的增殖情況，結(jié)果顯示，除了某種特定的內(nèi)皮細(xì)胞以外，絕大多數(shù)細(xì)胞在納米纖維支架上的粘附和增殖率明顯高于膜[39]。Kang[40等將鼠胚胎干細(xì)胞(ES)種植在PCL的電紡纖維支架上，激素誘導(dǎo)細(xì)胞分化成脂肪組織，并且檢測(cè)到胰島素介導(dǎo)的Akt磷酸化及B腎上腺激素促進(jìn)的C2AMP的合成。顯微觀察結(jié)果顯示，由ES分化而成的脂肪細(xì)胞與天然的脂肪細(xì)胞形態(tài)上基本沒有差異。Yoshimoto[41]等把小鼠骨髓干細(xì)胞種植在電紡法制得的PCL支架上，通過SEM觀察及組織學(xué)和免疫組織化學(xué)測(cè)試，1周后發(fā)現(xiàn)有大量的細(xì)胞外基質(zhì)產(chǎn)生，4后發(fā)現(xiàn)鈣化和I型膠原，他們認(rèn)為由PCL制成的電紡支架為礦化組織的形成提供了有利的環(huán)境，是一種理想的骨組織工程材料。Mattews[42]等用膠原/六氟異丙醇溶液制備出纖維直徑在100-700nm的支架，通過電紡絲可以得到與天然高分子結(jié)構(gòu)及生物性能極其相似的膠原質(zhì)纖維。如果嚴(yán)格控制條件，甚至可獲得與天然高分子幾乎相同的結(jié)構(gòu)和生物性能，而且細(xì)胞傾向于沿纖維的軸向生長(zhǎng)。1.3.3靜電紡絲工藝研究進(jìn)展多噴頭靜電紡絲產(chǎn)量低是靜電紡絲技術(shù)從實(shí)驗(yàn)室走向產(chǎn)業(yè)化生產(chǎn)及應(yīng)用的最大的技術(shù)障礙。因?yàn)殪o電紡纖維的直徑在微米級(jí)以下。靜電紡絲單個(gè)噴頭的產(chǎn)量約是商業(yè)化運(yùn)行的告訴熔紡工藝的千分之一。靜電紡絲另外一個(gè)主要的工藝問題是噴頭的組裝。因?yàn)殪o電紡絲噴頭之間電場(chǎng)相互干擾，高速熔紡工藝中多噴頭的排布方式不再適用于靜電紡絲[43]。提高靜電紡絲的產(chǎn)量已迫在眉睫，國(guó)內(nèi)外有很多相關(guān)的研究，都致力于實(shí)現(xiàn)靜電紡絲的產(chǎn)業(yè)化生產(chǎn)。美國(guó)、捷克、Ribeiro和韓國(guó)等走在前面，但方法各不相同。為提高靜電紡絲的產(chǎn)量，一些研究者采用多射流靜電紡絲。Yarin[44]采用兩層溶液（下層是鐵磁性溶液，上層是紡絲液）進(jìn)行靜電紡絲，在兩層溶液上施加磁場(chǎng)，底層溶液就帶著上層溶液形成很多釘狀的凸起，凸起的紡絲液在電場(chǎng)的作用下噴出豎直向上的射流。Dosunmu和Varabhas[45]在聚合物溶液中加上高電壓，并將溶液從中空的多孔的聚乙烯管中擠出形成多射流，該多孔靜電紡絲的產(chǎn)量是單針頭靜電紡絲產(chǎn)量的250倍。Tomaszewski[46]分別采用直線、橢圓和圓形排布的噴頭進(jìn)行紡絲（如圖1.6），并用每個(gè)噴頭的平均產(chǎn)量來衡量紡絲的效率。其中，線性排布的噴頭紡絲情況較差，只有兩邊的少數(shù)噴頭形成纖維，處于線性排布中間位置的噴頭紡不出絲，整個(gè)系統(tǒng)紡絲效率較差；橢圓形排布的噴頭紡絲情況相對(duì)較好；圓形排布的噴頭紡絲效率最高而且紡制的產(chǎn)品質(zhì)量最好，其產(chǎn)量和噴頭的數(shù)量成正比。圖1.6直線、橢圓和圓形排布噴絲頭示意圖同軸靜電紡絲技術(shù)圖1.7同軸靜電紡絲裝置示意圖同軸靜電紡絲就是兩種或多種不同的聚合物溶液在電場(chǎng)力的驅(qū)動(dòng)下同軸噴射經(jīng)過同一個(gè)毛細(xì)管或注射器針頭出口，得到連續(xù)的復(fù)合納米纖維的方法，該纖維具有皮-芯結(jié)構(gòu)。同軸靜電紡絲最早由Sun等[47]報(bào)道，他們分別以PEO和PLA為皮材，以聚十二烷基噻吩（PDT）、醋酸鈀、聚砜（PSU）、PEO為芯材，靜電紡絲制備符合納米纖維。C.M.Vaz等[48]為制得外層為剛性且具有高取向度的PLA纖維和內(nèi)層為柔韌且具有不規(guī)則取向的PCL纖維（PCL/PCL）符合雙層管狀支架，其通過調(diào)節(jié)滾軸收集器的轉(zhuǎn)動(dòng)速度。紡PCL時(shí)軸的轉(zhuǎn)速較慢，紡PLA時(shí)軸的轉(zhuǎn)速加快，以達(dá)到兩種纖維不同取向要求的目的。靜電紡絲接收裝置的改進(jìn)傳統(tǒng)的靜電紡絲接收裝置，由于紡絲過程中不穩(wěn)定狀態(tài)的存在，在接收裝置上得到的纖維往往是無序排列的。因此，如何制取具有獨(dú)特的電學(xué)、光學(xué)、機(jī)械性能的取向纖維成為研究者所關(guān)注的問題。獲得高度取向的靜電紡絲纖維的主要方法是通過改進(jìn)接收裝置和控制電場(chǎng)等方法實(shí)現(xiàn)的。LiDan[49]嘗試了一種新的方法排列纖維。他們將兩個(gè)電極平行放置（如圖1.8），纖在下落過程中受到靜電力的作用，并在垂直于平行電極的方向被拉直沉積，最終搭載在兩個(gè)電極之間。他們認(rèn)為兩個(gè)電極產(chǎn)生的靜電力是纖維取向排列的主要原因。這種方法所得的纖維取向排列度有很大提高，排列纖維面積也有很大增加，是一種簡(jiǎn)單而行之有效的方法。圖1.8平行版接收裝置示意圖WuYue等[50]在靜電紡絲過程中加入磁場(chǎng)，如圖1.9所示。在磁場(chǎng)的作用下，射流中的電流所產(chǎn)生的安培力的方向始終指向初始平衡點(diǎn)，從而導(dǎo)師鞭動(dòng)范圍減小，射流的穩(wěn)定性控制得到提高。圖1.9輔助磁場(chǎng)裝置圖1.4研究展望隨著社會(huì)老齡化進(jìn)程的加速及人們膳食習(xí)慣的改變，動(dòng)脈粥樣硬化和糖尿病的發(fā)病率逐年增高，并威脅著越來越多人的健康。由動(dòng)脈粥樣硬化和糖尿病等引起的血管缺血性疾病，己成為嚴(yán)重的社會(huì)問題，尋找合適的替代物來修復(fù)重建病損的血管組織，也成為醫(yī)學(xué)工作者面臨的重要課題。上世紀(jì)80年代，組織工程的興起，為改變小口徑血管移植物缺乏起了重要作用。作為嚴(yán)重狹窄或閉塞性血管的替代物，組織工程化血管成為各國(guó)研究的熱點(diǎn)課題，它在臨床上有重要的應(yīng)用價(jià)值和前景。在眾多的高分子材料中，聚氨酯材料由于具有良好的力學(xué)強(qiáng)度，而且與天然血管相匹配的順應(yīng)性，從而得到廣泛應(yīng)用。由于早期的生物醫(yī)用聚氨酯材料在人體內(nèi)不可降解，而且由于其輕微的降解產(chǎn)物對(duì)人體有毒害作用，使其不能滿足組織工程對(duì)于生物材料可降解且降解產(chǎn)物無毒的要求。因此，開發(fā)可降解的生物相容性良好的組織工程用聚氨酯材料將是人們研究的重點(diǎn)內(nèi)容和方向。對(duì)于組織工程支架材料的制備方法，人們對(duì)其進(jìn)行了廣泛的研究和報(bào)道。電紡絲技術(shù)快速、高效、設(shè)備簡(jiǎn)單、易操作，可用于制備復(fù)雜、免縫合支架，而且易于控制化學(xué)組分和物理性能。采用多種特殊高聚物材料混合電紡絲，可以賦予支架不同的特性，如強(qiáng)度、多孔、表面功能等。靜電紡絲制得的無紡布具有空隙率高、纖維精細(xì)程度高、比表面積大、均一等優(yōu)點(diǎn)，能夠從納米尺度上模仿天然保外基質(zhì)，可作為細(xì)胞生長(zhǎng)的多孔支架，促進(jìn)細(xì)胞的粘附和增殖，使其在組織工程領(lǐng)域具有誘人的應(yīng)用前景。但是電紡絲技術(shù)目前還只是停留在實(shí)驗(yàn)室階段，電紡絲產(chǎn)量和效率都很低，還有許多理論和技術(shù)問題需要進(jìn)一步研究。隨著研究工作的逐步開展和不斷深入，電紡絲必將成為組織工程支架材料最重要的加工方法。1.5本論文研究目的及意義隨著聚氨酯彈性體在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中應(yīng)用領(lǐng)域的不斷拓寬，普通聚氨酯材料不能生物降解的缺點(diǎn)日益引起人們的關(guān)注。本研究試圖采用來源于天然氨基酸的賴氨酸二異氰酸酯與可降解聚己內(nèi)酯進(jìn)行反應(yīng)，通過適當(dāng)擴(kuò)鏈后制備一類可降解的、生物相容性良好的聚氨酯彈性體。研究該聚氨酯的合成工藝方法，采用GPC、核磁、紅外、DSC、力學(xué)性能測(cè)試等方法對(duì)所制備得到的可降解聚氨酯樣品進(jìn)行結(jié)構(gòu)和性能表征。在此基礎(chǔ)上，利用高壓靜電紡絲裝置對(duì)該聚氨酯進(jìn)行成型加工研究。最后提出可能的應(yīng)用方向。

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第二章生物可降解聚氨酯的合成與性能研究2.1前言聚氨酯是含有氨基甲酸酯官能團(tuán)（-NHCOO-）的一類材料的總稱。聚氨酯一般由兩步法合成，第一步是預(yù)聚階段，由聚醚或聚酯二元醇與二異氰酸酯進(jìn)行加成反應(yīng)；第二步是預(yù)聚物和充當(dāng)擴(kuò)鏈劑的小分子二胺或二醇反應(yīng)進(jìn)行擴(kuò)鏈。聚氨酯分子鏈呈軟硬段結(jié)構(gòu)，軟段一般由聚醚或聚酯二元醇構(gòu)成，形成材料的連續(xù)相，賦予聚氨酯彈性并控制其耐低溫性、耐溶劑性和耐候性。硬段由二異氰酸酯構(gòu)成，極性強(qiáng)，硬段中氨基甲酸酯官能團(tuán)的存在使分子鏈間形成大量的氫鍵，相互作用力強(qiáng)，故硬段常以晶態(tài)存在，硬段構(gòu)成的晶態(tài)微區(qū)在聚合物中起到了物理交聯(lián)點(diǎn)的作用，像填料一樣增強(qiáng)了軟段，控制著聚氨酯的強(qiáng)度和耐熱性[1]。聚氨酯在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中的應(yīng)用始于20世紀(jì)50年代末。由于軟硬段之間的組成與極性不同，使其在熱力學(xué)上不相容而形成微相分離結(jié)構(gòu)，該微相分離結(jié)構(gòu)不僅賦予了聚氨酯良好的力學(xué)性能，而且還賦予了聚氨酯良好的組織和血液相容性，使聚氨酯在人工心臟及人工心臟輔助裝置[2]、人工血管[3]、人工關(guān)節(jié)[4]、人工軟骨[5]、神經(jīng)導(dǎo)管[6]等醫(yī)學(xué)領(lǐng)域得到應(yīng)用。其中，聚氨酯材料因具有良好的血液相容性和與天然血管相匹配的順應(yīng)性、力學(xué)強(qiáng)度、韌性而成為制備人工血管的首選材料。根據(jù)合成聚氨酯時(shí)使用的硬段不同，聚氨酯生物醫(yī)用材料大致可分為三代。第一代聚氨酯以芳香族二異氰酸酯(如MDI)為硬段，第二代聚氨酯以脂肪族二異氰酸酯(如HDI)為硬段，第一代和第二代聚氨酯是具有生物惰性和不可降解性的。但是，隨著組織工程概念的提出和發(fā)展，對(duì)生物醫(yī)用材料降解性和毒性控制的要求不斷提高，第一代和第二代聚氨酯的不足促使第三代聚氨酯誕生。第三代聚氨酯所使用的是氨基酸類二異氰酸酯，這類聚氨酯易于降解，且產(chǎn)物為無毒的氨基酸，不會(huì)降低附近組織的PH值，故不會(huì)導(dǎo)致炎癥的發(fā)生。生無可降解型聚氨酯材料的軟段一般為聚醚或聚酯二元醇。與聚醚二元醇相比，聚酯二元醇因含有較多的極性酯基，內(nèi)聚能較大，可形成較強(qiáng)的分子內(nèi)氫鍵，因而聚酯型聚氨酯具有較好的力學(xué)性能，此外由于這些聚酯軟段含有酯基，容易在生物體內(nèi)水解，具有良好的生物降解性，相對(duì)于聚醚型而言，聚酯型聚氨酯更容易降解，因此聚酯型聚氨酯成為可降解醫(yī)用聚氨酯的主要原料。聚氨酯的擴(kuò)鏈劑主要是小分子二元醇類如1，4-丁二醇(BDO)和小分子二元胺類如乙二胺(EDA)。二元胺類擴(kuò)鏈劑由于可以形成脲基，與二元醇類擴(kuò)鏈劑相比，其氫鍵密度更大，分子間作用力更大，因此具有更高的力學(xué)性能。本章試圖采用來源于天然氨基酸的賴氨酸二異氰酸酯（LDI）與可降解聚己內(nèi)酯（PCL）進(jìn)行反應(yīng)，而PCL和LDI的降解產(chǎn)物對(duì)人體無害。通過兩種不同的擴(kuò)鏈劑賴氨酸乙酯和1,4-丁二醇擴(kuò)鏈后后制備一類可降解的、生物相容性良好的聚氨酯材料，并通過一些列表征比較兩種擴(kuò)鏈劑制備的聚氨酯的力學(xué)性能。2.2實(shí)驗(yàn)部分2.2.1原料與試劑聚(ε-己內(nèi)酯)二元醇(PCL，Mn=1250)，SigmaAldrich公司，80℃下真空干燥24h；L-賴氨酸乙酯二鹽酸鹽(LEED)，純度99%，阿法埃莎(天津)化學(xué)有限公司；1,4-丁二醇(BDO)，分析醇，上海凌峰化學(xué)有限公司，使用前無水硫酸鎂干燥過夜，過濾后減壓蒸餾；L-賴氨酸乙酯二異氰酸酯(LDI)，純度99%，南通大鴻化工有限公司；三乙胺，分析純，北京益利化學(xué)品有限公司，使用前氫氧化鉀攪拌過夜，減壓蒸餾后備用；辛酸亞錫，Sigma公司；四氫呋喃(THF)，分析純，北京化工廠，使用前金屬鈉常壓回流除水；N,N-二甲基甲酰胺(DMF)，分析純，北京化工廠，使用前氫化鈣攪拌過夜，減壓蒸餾后備用；脂肪酶AK，北京伊普瑞斯科技發(fā)展有限公司。2.2.2測(cè)試方法分子量和分子量分布通過凝膠滲透色譜儀(GPC)測(cè)量，儀器采用Waters1515型高效液相色譜柱和Waters2414型示差折光檢測(cè)器。四氫呋喃為流動(dòng)相，柱溫25°C，聚合物溶液濃度0.5%(w/v)，進(jìn)樣量20μL，流速1.0mL/min，以單分散性的聚苯乙烯標(biāo)樣作普適校正；傅立葉變換紅外光譜(FTIR)測(cè)試采用日本島津公司的IRPrestige-21型紅外光譜儀，聚氨酯的氯仿溶液采用溶液涂膜法直接涂在KBr壓片上，待溶劑完全揮發(fā)后，室溫下測(cè)定；核磁共振氫譜(1H-NMR)采用BrukerARX400型核磁儀測(cè)定，以CDCl3和HDO作溶劑，四甲基硅烷(TMS)作內(nèi)標(biāo)；示差掃描量熱(DSC)測(cè)試采用NetzschPC-200型示差掃描量熱儀測(cè)定，測(cè)量溫度范圍為-90~100°C，升溫速率為10°C/min，氮?dú)夥毡Ｗo(hù)。先從室溫加熱到100°C，在100°C下保持5分鐘，然后迅速降溫至-90°C，再將樣品以10°C/min的速度升溫至100°C，在第二次加熱過程中獲取數(shù)據(jù)；力學(xué)性能測(cè)試采用DXLL-5000型電子萬能實(shí)驗(yàn)機(jī)測(cè)定，聚氨酯彈性體薄膜用切刀切成工字型，樣條測(cè)試范圍長(zhǎng)20mm，寬4mm，最大實(shí)驗(yàn)力1kN，拉伸速度100mm/min，測(cè)試材料的拉伸強(qiáng)度和斷裂伸長(zhǎng)率；每個(gè)樣品分別平行測(cè)試3個(gè)樣條。2.2.3以賴氨酸為擴(kuò)鏈劑的聚氨酯(PU-L)的合成首先將LDI和PCL加入到10mL小燒杯中，然后加入0.1%的催化劑辛酸亞錫，玻璃棒攪拌均勻，放入80°C烘箱中反應(yīng)3h，得到預(yù)聚物；然后向預(yù)聚物中加入5mL的DMF，將預(yù)聚物溶解后倒入25mL圓底燒瓶中，再加入一定量的LEED，磁力攪拌15min后加入三乙胺(每1molLEED加入1.5mol三乙胺，過量50%)，80°C下擴(kuò)鏈反應(yīng)3h，然后將溫度降至60°C繼續(xù)反應(yīng)72h。反應(yīng)完畢后加入25mLDMF溶解聚合物，將溶液倒入足量（去離子水和溶劑的體積比大于10:1）冰去離子水中沉淀，沉淀物用去離子水反復(fù)洗滌以洗去三乙胺鹽酸鹽，過濾后沉淀物放入培養(yǎng)皿中，在80°C下真空干燥24小時(shí)，得聚氨酯。圖2.1Lysine擴(kuò)鏈聚氨酯合成路線圖2.2.4以1,4-丁二醇為擴(kuò)鏈劑的聚氨酯(PU-B)的合成將一定量的LDI和PCL加入到10mL小燒杯中，然后加入0.1%的催化劑辛酸亞錫，玻璃棒攪拌均勻，在80°C烘箱中反應(yīng)3h，得到預(yù)聚物；然后向預(yù)聚物中加入一定量的BDO，玻璃棒攪拌均勻后繼續(xù)80°C下擴(kuò)鏈反應(yīng)3h，然后溫度降至60°C繼續(xù)反應(yīng)72h，得聚氨酯。圖2.2BDO擴(kuò)鏈聚氨酯合成路線圖2.2.5聚氨酯薄膜的制備聚氨酯薄膜是通過流延成膜的方法制備的。將一定量的氯仿加入上述呈有聚氨酯的容器中，得到聚氨酯的溶液，然后將溶液倒入6×9cm聚四氟乙烯模具中，在空氣中放置24h以揮發(fā)溶劑，模具上方用培養(yǎng)皿罩住以防止雜物落入和因溶劑揮發(fā)過快導(dǎo)致的膜表面缺陷。發(fā)然后在35°C下真空干燥24h除去殘留溶劑，得到聚氨酯薄膜，放入干燥器中備用。2.2.6聚氨酯水解降解和酶促降解聚氨酯的水解降解是在PBS溶液中進(jìn)行的，將聚氨酯薄膜制成20mm×20mm的薄片，放入到25mL三角燒瓶中，加入12mLPBS溶液，然后放入37°C恒溫水浴中振蕩，水解降解PBS溶液每7天更換一次。每7天取一次樣品，依次用蒸餾水和甲醇洗滌，然后將樣品放置于35°C的真空干燥箱干燥至恒重后稱重。酶促降解是在PBS和脂肪酶AK的混合溶液中進(jìn)行的，聚氨酯薄膜制成20mm×20mm的薄片，放入到25mL三角燒瓶中，加入12mLPBS混合溶液(PBS溶液8.0mL，0.1%MgCl22.0mL，脂肪酶AK(10mg/mL)2.0mL)[7]，然后在37°C恒溫水浴中振蕩，酶促降解的PBS混合溶液每3天更換一次。每5天取一次樣品，依次用蒸餾水和甲醇洗滌，然后將樣品放置于35