CN103952906B - 一种水凝胶-高分子多孔膜复合材料及其制备方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种水凝胶-疏水高分子多孔膜复合材料及其制备方法。该方法包括：（1）将高分子溶解于溶剂中得到纺丝溶液；将纺丝溶液进行静电纺丝得到微米纤维，微米纤维聚集在接收器上得到电纺丝膜；（2）将电纺丝膜与己二胺进行反应，得到氨基化的电纺丝膜；（3）在碱的催化作用下，氨基化的电纺丝膜与式Ⅰ所示化合物进行反应，得到链转移试剂修饰的电纺丝膜；（4）链转移试剂修饰的电纺丝膜和水凝胶单体在引发剂和链转试剂的作用下进行表面可逆加成-断裂链转移聚合即得。本发明通过化学方法在多孔膜材料表面修饰链转移试剂，然后继续在水相中进行表面可逆加成-断裂链转移自由基聚合反应，疏水性高分子和水凝胶都具有良好的生物相容性，被广泛用于各种生物医用材料。

Description

一种水凝胶-高分子多孔膜复合材料及其制备方法

技术领域

本发明涉及一种水凝胶-高分子多孔膜复合材料及其制备方法。

背景技术

多孔膜材料具有较大的空隙和较高的表面积，这种结构特征能够促进小分子和蛋白类等大分子的物质交换。当空隙尺寸合适时，多孔膜同时可以创造细胞迁移和活动的环境，因而在生物医用材料中有着广泛的应用[HentzeHP,AntoniettiM.Porouspolymersandresinsforbiotechnologicalandbiomedicalapplications[J].Reviewsinmolecularbiotechnology,2002,90(1):27-53.]。具体而言，基于聚氨酯海绵、亲水性纤维等多孔膜材料可应用于伤口敷料[ZahediP,RezaeianI,RanaeiSiadatSO,etal.Areviewonwounddressingswithanemphasisonelectrospunnanofibrouspolymericbandages[J].PolymersforAdvancedTechnologies,2010,21(2):77-95.]。伤口敷料的主要作用是隔离伤口与外部环境，防止感染，促进伤口愈合。多孔膜材料由于具有孔隙结构，透气性很好，能够维持伤口附近的物理环境，利于伤口愈合，而多孔膜材料的高表面积能够吸附伤口渗出液，减少敷料更换的频率。组织工程中也多应用多孔材料作为支架材料[RobertL,VacantiJP.Tissueengineering[J].Science,1993,260(2):920-941.]。多孔膜材料的高表面积能够增加细胞种植的密度，材料的孔隙结构能够保证氧气的交换，提高细胞的存活率。目前基于多孔材料支架的商品化组织工程软骨和皮肤已经正式在临床应用并且取得了很好的疗效。在研究领域，许多研究者利用多孔膜材料表面积大的特点，将其用作药物载体[UhrichKE,CannizzaroSM,LangerRS,etal.Polymericsystemsforcontrolleddrugrelease[J].Chemicalreviews,1999,99(11):3181-3198.]。由多孔膜材料制成的药物载体负载效率高，而且可以通过孔径的大小来控制释放的速率，近年来这一领域的发展也十分迅速。除了上述应用，多孔膜材料在分离膜，滤菌膜等生物医学领域也有不少的应用。

基于传统工业中的高分子材料是生物医用材料的一类主要原料。在生物医用材料领域，已经发展了生物惰性高分子、可降解高分子和生物活性高分子等不同的类型，在临床中有着广泛的应用[HenchLL,PolakJM.Third-generationbiomedicalmaterials[J].Science,2002,295(5557):1014-1017.]。塑料型高分子通常疏水，并具有良好的生物相容性和力学强度。如第二代医用高分子聚氨酯材料(polyurethane，PU)已被用于人工瓣膜[ChandranKB,KimSH,HanG.Stressdistributiononthecuspsofapolyurethanetrileafletheartvalveprosthesisintheclosedposition[J].Journalofbiomechanics,1991,24(6):385-395.]、人工心脏[MinBG,KimHC,LeeSH,etal.Amoving-actuatortypeelectromechanicaltotalartificialheart.I.Lineartypeandmockcirculationexperiments[J].BiomedicalEngineering,IEEETransactionson,1990,37(12):1186-1194.]、人工心脏辅助装置[SzycherM,PoirierV,DempseyD.AppliedMechanicsDivision[J].Boston:AmericanSocietyofMechanicalEngineers,1979:743-747.]、人工血管[WalpothBH,RogulenkoR,TikhvinskaiaE,etal.Improvementofpatencyrateinheparin-coatedsmallsyntheticvasculargrafts[J].Circulation,1998,98(19Suppl):II319-23；discussionII324.]、介入导管[CrabtreeJH.ClinicalBiodurabilityofAliphaticPolyether‐BasedPolyurethanesAsPeritonealDialysisCatheters[J].ASAIOjournal,2002,48(2):173.]、人工关节[BlameyJ,RajanS,UnsworthA,etal.Softlayeredprosthesesforarthritichipjoints:astudyofmaterialsdegradation[J].Journalofbiomedicalengineering,1991,13(3):180-184.]、人工软骨[GradS,KupcsikL,GornaK,etal.Theuseofbiodegradablepolyurethanescaffoldsforcartilagetissueengineering:potentialandlimitations[J].Biomaterials,2003,24(28):5163-5171.]、及人工输尿管[JonesDS,BonnerMC,GormanSP,etal.Sequentialpolyurethane–poly(methylmethacrylate)interpenetratingpolymernetworksasureteralbiomaterials:mechanicalpropertiesandcomparativeresistancetourinaryencrustation[J].JournalofMaterialsScience:MaterialsinMedicine,1997,8(11):713-717.]。可生物降解类聚酯疏水高分子如聚己内酯(polycaprolactone，PCL)、聚乳酸(polylactide，PLA)、聚乳酸-羟基乙酸共聚物(polylactide-co-glycolide，PLGA)等，在体内可被完全降解和代谢，没有毒性，已被美国食品和药物管理局批准，临床上广泛用于各种植入装置，如缝线、防粘连膜、骨折固定装置等[LuckachanGE,PillaiCKS.Biodegradablepolymers-areviewonrecenttrendsandemergingperspectives[J].JournalofPolymersandtheEnvironment,2011,19(3):637-676.]。疏水性高分子的机械性能优异，易被物理加工成包括多孔膜在内的各种不同结构的材料。高分子材料的改性也是生物医学领域研究的热点，高分子材料本身可以通过分子设计在聚合时引入活性官能团，材料表面也可以通过化学反应引入蛋白多肽等生物活性分子，从而改善生物相容性，提高治疗效果。

近年来，将高分子加工成多孔膜材料用于伤口敷料、药物载体和组织工程支架等生物医学医用材料的方法得到广泛研究。主要加工方法有以下几种：

(1)烧结法

该方法是将一定大小颗粒的粉末进行压缩，然后在高温下烧结[GrossKA,Rodríguez-LorenzoLM.Biodegradablecompositescaffoldswithaninterconnectedsphericalnetworkforbonetissueengineering[J].Biomaterials,2004,25(20):4955-4962.]。在烧结过程中，颗粒间的界面消失收缩成孔，膜的孔径大小取决于粉末的颗粒大小及颗粒大小的分布。对于聚乙烯(PE)、聚四氟乙烯(PTFE)、聚丙烯(PP)等具有非常好的化学和热稳定性的聚合物，在室温下找不到合适的溶剂，可以采用该法制备多孔膜。该方法操作简单，但工艺条件较难控制，而且只能制备出低孔隙率(10％～20％)的膜。

(2)径迹刻蚀法

在高能粒子辐射作用下，聚合物本体受到损害而形成径迹[YamazakiIM,PatersonR,GeraldoLP.Anewgenerationoftracketchedmembranesformicrofiltrationandultrafiltration.PartI.Preparationandcharacterisation[J].Journalofmembranescience,1996,118(2):239-245.]。然后将此薄膜浸入酸或碱溶液中，结果径迹处的聚合物材料被腐蚀掉而得到尺寸相对均匀的圆柱形孔。这类膜的特点是孔径分布窄，孔径范围为0.02～10um，孔为圆柱形毛细管，但表面孔隙率很低，只有10％左右。

(3)溶液浇铸/粒子滤出法

该方法是将一定粒径的水溶性造孔剂与聚合物溶液均匀混合,倒入在模具制成聚合物/致孔剂复合膜,热处理获得适当结晶度，水洗去除致孔剂即可获得多孔支架。该方法以其操作简单方便、适用性广成为组织工程多孔支架常用的制备技术[MikosAG,SarakinosG,LeiteSM,etal.Laminatedthree-dimensionalbiodegradablefoamsforuseintissueengineering[J].Biomaterials,1993,14(5):323-330.]。

(4)拉伸法

该方法是将部分结晶化聚合物材料(比如PP、PE等)的挤压膜或薄片沿垂直于挤压方向拉伸，使结晶区域在机械应力作用下，沿平行于挤压方向发生小的断纹而得到多孔结构。这种方法制备的膜孔径范围为0.1～3um。拉伸法在制膜过程中不需要任何添加剂，也不使用溶剂，因此整个制膜过程对环境无污染，产品纯度高，经过拉伸得到的PE膜，孔隙率最高可高达70％。但是，只有(半)结晶性聚合物才能用这种方法制膜，并且存在工艺过程不易掌控、膜的孔径较难控制、孔径分布范围宽、膜的强度低等缺点。

(5)相转化法

相转化是一种以某种控制方法使聚合物从液态转变为固态的过程，这种固化过程通常是由于一个均相溶液转变为两个液态(液-液分层)而引发的[Zhang,Ruiyun；Ma,PeterX.(1999)."Poly(Α-hydroxylacids)/hydroxyapatiteporouscompositesforbone-tissueengineering.I.Preparationandmorphology."JournalofBiomedicalMaterialsResearch44(4):446-455.]。在分层达到一定程度时，其中一个液相(聚合物浓度高的相)固化，结果形成了固相本体。相转化法包括浸没沉淀法、控制蒸发沉淀、蒸汽相沉淀、热致相分离法等。几乎所有可溶性聚合物膜材料均可通过此法制成膜结构可通过调节工艺参数而得到较好的设计和控制。

(6)电纺丝法

电纺丝技术起源于19世纪末Raleigh发现的静电喷射现象，近几年电纺丝技术在生物医用材料的研究受到很多人的关注[HuangZM,ZhangYZ,KotakiM,etal.Areviewonpolymernanofibersbyelectrospinningandtheirapplicationsinnanocomposites[J].Compositesscienceandtechnology,2003,63(15):2223-2253.]。静电纺丝装置由静电发生器，注射器和接收装置组成。在静电纺丝过程中，静电发生器在注射器和接收器间施加几千到几万伏的高电压，在电场的作用下聚合物液滴克服表面张力形成喷射细流。细流在到达接收装置之前由于溶剂的挥发凝结，在接受装置上形成纳米级的纤维。电纺丝纤维的直径可以通过溶液溶度来控制，通常在几十纳米到几微米之间。纳米纤维膜材料具有和传统多孔膜材料同样的高比表面积以及高孔隙率，而纳米纤维膜的力学性质又比传统多孔膜高很多。电纺丝技术的适用性很广，大多数天然和合成高分子都能进行电纺。目前只有静电纺丝技术能够连续大量制作纳米级纤维，静电纺丝在生物医用材料的应用前景十分广泛。

水凝胶是亲水性高分子交联形成的网络状大分子。亲水性高分子可以通过较牢固的共价键交联，也可以通过氢键、库仑力等弱作用力交联成为水凝胶。水凝胶的最大特点使可以吸收并保留大量的水分子，吸水量最高可达自身质量的1000倍。水凝胶的首次发现是1960年Wichterle和Lim[WichterleO,LimD.Hydrophilicgelsforbiologicaluse[J].1960.]研发的交联甲基丙烯酸羟乙酯(polyhydroxyethylmethacrylate,pHEMA)，pHEMA的亲水性和良好的生物相容性也使它被广泛应用在了隐形眼镜等医用领域。1980年Lim和Sun[LimF,SunAM.Microencapsulatedisletsasbioartificialendocrinepancreas[J].Science,1980,210(4472):908-910.]用海藻酸水凝胶包裹胰岛进行了体内移植实验，其中水凝胶起到隔离免疫系统的作用，从而使移植细胞的存活率得到了提高。除了细胞包埋，目前水凝胶在生物医用材料的研究方向集中在药物缓释载体和组织工程支架两个方面。作为药物缓释载体，水凝胶可以起到药物存储、控制释放速率以及响应释放三个作用。水凝胶的三维网络状结构能够降低药物与环境的扩散速率，使药物能以较稳定的浓度释放更长的时间，提高药物的利用率。水凝胶药物载体的响应释放可以通过敏感型水凝胶实现，如pH敏感型水凝胶可以在酸性条件下加速降解从而释放内部药物。水凝胶作为组织工程支架材料一直是研究的热点，其中可注射型水凝胶可以通过注射直接作用于需要修复的部位，避免手术带来的炎症问题，成为水凝胶特有的优势。水凝胶的力学性质较弱，接近天然细胞外基质的糖氨聚糖，适合于软组织的修复。通常当水凝胶含水量超过80％时，强度会变得很低，极易碎裂。

高分子多孔膜膜材料和水凝胶都是常用的生物材料，但两者差异大，具有各自的优缺点。高分子多孔膜通常具备良好的力学性质，易于加工和操作。与疏水型高分子材料相比，水凝胶则力学性质弱，但因其亲水性网状结构，近似天然组织，与生物分子和生物组织具有较好的相容性。所以，如果用合适的方法将水凝胶材料与疏水高分子结合起来，使得到的复合材料同时具备良好的力学性质，亲水性及生物相容性，并且保留多孔结构，将在生物医用材料领域有着很好的应用前景。然而，简单地在多孔膜上复合水凝胶会导致孔径的堵塞和减小，影响材料的通透性。如何能够在保持多空结构的基础上将高分子材料与水凝胶均一地复合是制备水凝胶－高分子复合材料的关键。

发明内容

本发明的目的是提供一种水凝胶-高分子多孔膜复合材料及其制备方法。

本发明所提供的一种水凝胶-高分子多孔膜复合材料的制备方法，包括如下步骤：

(1)将高分子溶解于溶剂中得到纺丝溶液；将所述纺丝溶液进行静电纺丝得到微米或纳米级纤维，所述纤维聚集在接收器上得到电纺丝膜；

(2)将所述电纺丝膜与己二胺进行反应，得到氨基化的电纺丝膜；

(3)在碱的催化作用下，所述氨基化的电纺丝膜与式Ⅰ所示化合物进行反应，则在所述氨基化的电纺丝膜上连接上链转移试剂得到链转移试剂修饰的电纺丝膜；

式Ⅰ中，基团A来自于所述链转移试剂；

(4)所述链转移试剂修饰的电纺丝膜和水凝胶单体在引发剂和所述链转移试剂的作用下进行表面可逆加成-断裂链转移聚合，即得水凝胶-疏水高分子多孔膜复合材料。

上述的制备方法中，所述高分子可为聚己内酯、聚(乳酸-羟基乙酸)共聚物、聚乳酸、聚乙交酯和聚对苯二甲酸乙二醇酯中至少一种；

所述高分子的分子量可为3000～100万，如80000。

上述的制备方法中，步骤(1)中，所述溶剂可为氯仿和N,N-二甲基甲酰胺的混合物；

所述纺丝溶液中，所述高分子的浓度可为0.01～0.2g/mL，如0.15g/mL。

上述的制备方法中，步骤(1)中，将所述纺丝溶液移入喷丝管中进行所述静电纺丝；

所述喷丝管的喷嘴与所述接收器的距离可为10～20cm，如14cm；

所述静电纺丝可在5～20kV的电压下进行，如在12kV的电压下进行；

所述纺丝溶液的流速可为0.1～5mL/h，如0.5mL/h。

上述的制备方法中，步骤(2)中，所述反应的温度可为20～40℃，时间可为0.5～3小时，如在37℃的条件下反应1小时。

上述的制备方法中，步骤(3)中，所述链转移试剂如式Ⅱ所示，

所述基团A如式Ⅲ所示，

式Ⅱ和式Ⅲ中，基团R₁为碳原子数为2～18的烷基，如为乙基；基团R₂和R₃均为甲基或氰基，R₂与R₃相同或不同，如均为甲基。

上述的制备方法中，步骤(3)中，所述碱可为三乙胺、吡啶或二异丙基乙基胺；

所述反应的温度可为20～40℃，时间可为0.5～2小时，如在37℃的条件下反应1小时。

上述的制备方法中，步骤(4)中，所述水凝胶单体可为聚乙二醇二丙烯酸酯、聚乙二醇二甲基丙烯酸酯和甲基丙烯酸羟乙酯中至少一种；

所述引发剂可为偶氮类引发剂，如偶氮二异丁咪唑啉盐酸盐(VA044)、偶氮二羟乙基咪唑啉(VA061)或偶氮二乙丁腈(AIBN)；

所述聚合反应的温度可为30～45℃，时间可为1～48小时，如在30℃的条件下反应1小时。

本发明的方法中，所使用的可逆加成-断裂链转移聚合(reversibleaddition-fragmentationchaintransferpolymerization，RAFTpolymerization)为活性自由基聚合反应的一种，聚合过程中单体通过与链转移试剂(chaintransferagent，CTA)不断的可逆的加成和断裂实现对分子量的控制。相对于原子转移自由基聚合(atomtransferradicalpolymerization，ATRP)、氮氧调控自由基聚合(nitroxide-mediatedradicalpolymerization，NMP)等其它活性自由基聚合反应，RAFT聚合的反应条件更加温和，毒性更小，单体选择更多，且末端易实现功能化。

在多孔膜材料表面修饰中，RAFT聚合反应温和的反应条件使其适用于更多的低熔点材料，能够避免反应过程中纳米结构的损坏。同时由于多孔膜材料多作为生物材料应用于支架材料或伤口辅料等体内环境，没有毒性金属催化剂的特点也大大降低了生物相容性上的风险。所以RAFT聚合反应适用于已成型材料的修饰，可以用于制备新的生物医用复合材料。

式A为CTA的通式，本发明将CTA的Z基团连接到表面，高分子链增长反应始终在材料表面进行，最终聚合反应后，修饰在表面的高分子具有较高密度。

本发明进一步提供了上述制备的水凝胶-疏水高分子多孔膜复合材料；所述水凝胶-疏水高分子多孔膜复合材料可用于制备体内移植装置、组织工程支架、药物缓释载体或伤口敷料等生物医学材料。本发明扩宽了疏水高分子多孔材料和水凝胶的生物医用材料应用范围，为生物医用材料的设计提供了新的思路，在组织工程和再生医学领域有着广泛的应用前景。

本发明通过化学方法在多孔膜材料表面修饰链转移试剂，然后继续在水相中进行表面可逆加成-断裂链转移自由基聚合反应，从而在疏水高分子多孔膜材料表面形成一层水凝胶。疏水性高分子和水凝胶都具有良好的生物相容性，被广泛用于各种生物医用材料。两种材料的复合更能将他们的优点相互结合。在保持疏水高分子多孔膜孔隙结构的同时增加了膜材料的亲水性及生物相容性。这种水凝胶复合的多孔膜材料的孔径可以通过亲水性高分子的浓度调控。复合材料展现出良好的亲水性、吸水性以及生物相容性。复合材料的表面力学性质与对照疏水高分子多孔材料表现出明显差异。

附图说明

图1为实施例1中制备的链转移试剂EDAT(中文全名：S-乙基-S’-(α，α’-二甲基-α”-乙酸)-三硫代碳酸酯；英文全名：S-ethyl-S’-(α,α’-dimethyl-α”-aceticacid)trithiocarbonate))的核磁分析谱图。

图2为实施例2制备的链转移试剂EDAT-NHS的核磁分析谱图。

图3为实施例3中使用的静电纺丝装置的结果示意图，图中，各标记为：1自动进样器、2静电发生器、3装有PCL溶液的注射器、4接收器。

图4为实施例3制备的PCL静电纺丝膜的实物照片。

图5为本发明实施例中静电纺丝表面修饰及水凝胶复合示意图。

图6为PCL、5％PEG-PCL和7.5％PEG-PCL的扫描电子显微镜照片。

图7为PCL、7.5％PEG-PCL和15％PEG-PCL的红外吸收光谱图。

图8为接触角测试结果，其中上图为接触角具体数值的示意图，下图为接触角测试的示意图。

图9为PCL和PEG-PCL吸水率测试结果。

图10为PCL的原子力显微镜力曲线结果。

图11为7.5％PEG-PCL的原子力显微镜力曲线结果。

图12为PCL和7.5％PEG-PCL的原子力显微镜力曲线结果(对数坐标)

图13为PCL和7.5％PEG-PCL的拉伸力学性质测试结果，其中，上图是应力-应变曲线，下图是应变-能量吸收曲线。

图14为实施例4中H&E染色组织切片图。

具体实施方式

下述实施例中所使用的实验方法如无特殊说明，均为常规方法。

下述实施例中所用的材料、试剂等，如无特殊说明，均可从商业途径得到。

以下实施例中的定量试验，均设置三至四次重复实验，结果表示为平均值±标准差。

实验用水为经过蒸馏和离子交换处理的18兆欧水(格兰特，石家庄，中国)。聚己内酯(PCL，数均分子量M_n为70，000-90，000)、聚乙二醇双丙烯酸酯(polyethyleneglycoldiacrylate,PEG-DA)(数均分子量M_n为575)，N-羟基琥珀酰亚胺从Sigma-Aldrich公司(美国，威斯康星，密尔沃基)购买；异丙醇(分析纯)、二氯甲烷(分析纯)、丙酮(分析纯)、三氯甲烷(分析纯)、N,N-二甲基甲酰胺(分析纯)、二硫化碳(分析纯)从北京化工厂(中国，北京)购买；三乙胺(Triethylamine，TEA)(分析纯)从西陇化工公司(中国，广东)购买；1,6-二氨基己烷从AlfaAesar公司(美国，马萨诸塞州，WardHill)购买、引发剂偶氮二异丙基咪唑啉盐酸盐(VA044)从百灵威公司(中国，北京)购买；三辛基甲基氯化铵(95％)、乙硫醇(98％)从TCI公司(中国，上海)购买，二环己基碳化二亚胺(DCC)从吉尔生化(上海)有限公司购买(中国，上海)；所有实施例核磁实验所用溶剂均为氘代氯仿，从Sigma-Aldrich公司(美国，威斯康星，密尔沃基)购买。

数据分析使用SigmaPlot12.5软件的t检验，其中＊为P<0.05，＊＊为P<0.001。

表1样品名缩写对照表

实施例1、合成链转移试剂S-乙基-S’-(α，α’-二甲基-α”-乙酸)-三硫代碳酸酯(S-ethyl-S’-(α,α’-dimethyl-α”-aceticacid)trithiocarbonate)(EDAT)

反应方程式如上所示。

在50ml反应瓶中加入1.48mL乙硫醇、12.5mL丙酮和0.323g三辛基甲基氯化铵(Aliquat336)，通氮气，冷却到10℃。将1.68g50％NaOH水溶液滴入反应液，速度约为0.05mL/min，搅拌20min。反应液中滴加1.21mL二硫化碳和丙酮2.6ml，搅拌20min。一次性加入2.42mL三氯甲烷，再滴加8g50％NaOH水溶液。室温反应过夜。使用旋蒸仪除去反应物中的溶剂，将剩余物加入25mL水中。在5℃条件下边搅拌边加入5mL盐酸。反应液用正己烷洗涤3次，浓缩后用水洗涤3次。用无水Na₂SO₄干燥。柱层析提纯产物，洗脱剂为乙酸乙酯：正己烷＝2：3(体积比)。旋蒸浓缩后-20℃下得到粗产物。粗产物用正己烷重结晶两次，得黄色晶体产物1.2g，产率为28％。

图1为本实施例制备的EDAT的核磁分析谱图，经分析，结果正确。

实施例2、合成EDAT-N-羟基琥珀酰亚胺(EDAT-NHS)

反应方程式如上所示。

将1gEDAT与1.375gDCC加入到30mL二氯甲烷中，充入氮气保护。在-10℃条件下，将溶有0.77gNHS的20mL二氯甲烷溶液滴入反应液中，反应过夜。柱层析分离提纯，洗脱剂为乙酸乙酯：石油醚＝3：1(体积比)。旋蒸浓缩后用正己烷溶解并重结晶，得到1.12g黄色粉末产品，产率约78％。

图2为本实施例制备的EDAT-NHS的核磁分析谱图，经分析结构正确。

实施例3、聚己内酯(PCL)静电纺丝的制备

使用图3所示的静电纺丝装置进行静电纺丝，图中，1为自动进样器，2为静电发生器，3为装有PCL溶液的注射器，4为接收器。

1.5gPCL溶于9mL三氯甲烷和1mLN,N-二甲基甲酰胺的混合溶剂(15％(w/v))，搅拌使溶解均匀。用1mL一次性注射器吸取1mLPCL溶液，固定在自动注射泵上，针头使用棱牌不锈钢注射针，孔径0.5mm，长度100mm。静电发生器正极输出接注射器针头，金属板接收器接地。参数设置：静电压为12kV，针头与接收器距离为14cm，总量为1mL，速度为0.5mL/h。

PCL溶液从注射器推出后在电场作用下加速射向接收器，液流在距针头3cm左右扩散呈锥状，即泰勒锥。溶液在喷射过程中高速震荡产生螺旋运动，逐渐被拉细成微米级的纤维，平均直径为1.5μm。

本实施例制备的PCL静电纺丝膜的实物照片如图4所示，厚度为150μm。

实施例4、PCL静电纺丝表面修饰EDAT

电纺丝表面修饰流程示意图如图5所示，具体反应方程式如上所示。

PCL膜纤维表面修饰分两步进行，分别为氨基修饰及CTA修饰。首先将PCL静电纺丝膜氨基化处理。为方便反应，将PCL静电纺丝膜剪成7mm×7mm、重量约1.6mg，50mg左右的PCL膜浸没在15mL10％(w/v)的己二胺/异丙醇溶液中，摇床转速100rpm37℃反应1h。取出后用去离子水及异丙醇各洗三次。若无需进一步反应则真空干燥后冷藏保存。

CTA修饰方法为，将氨基化修饰后的电纺丝膜加入15mL浓度为4mg/ml的EDAT-NHS/异丙醇溶液中，每毫升溶剂加1.5μL催化剂三乙胺TEA。摇床转速100rpm，37℃反应1h。反应结束后取出电纺丝膜，去离子水漂洗3次，真空干燥备用。

实施例5、PEG-DA水凝胶复合PCL静电纺丝的合成与表征

1、PEG水凝胶复合PCL静电纺丝

375μLPEG-DA和0.9mgEDAT溶解于4625μL去离子水中(反应液中，PEG-DA的体积分数为7.5％)，与PCL-CTA电纺丝膜一起加入25mL玻璃反应瓶中，溶解后加入1.3mg引发剂VA044。用胶塞封口，在冰浴中通入氮气除氧40min后将反应瓶放入30℃水浴中反应1h。反应结束后将电纺丝膜取出，在DPBS中涡旋清洗，去掉表面残留的水凝胶。真空干燥后冷藏保存。

表2投料配比

按照表2中的投料配比，按照上述步骤制备其余3种复合材料：5％PEG-PCL，7.5％PEG－PCL和15％PEG-PCL。

图6为PCL膜及经过表面修饰后的PEG-PCL静电纺丝复合膜材料扫描电子显微镜照片。

表3纤维直径统计结果

由图6可得知，5％PEG-PCL中，原PCL纤维表面的细小纹路消失，产生了部分隆起，各纤维之间也开始出现粘连；当反应液中PEG-DA的浓度提高到7.5％后，纤维表面形貌变化更加明显，出现了凹凸不平的沟壑结构。这种沟壑形貌可能源于当PEG以水凝胶覆盖于纤维表面，并经过脱水干燥后，在水凝胶体积收缩而显示的三维立体形貌结构。表3为ImageJ软件对扫描电子显微镜照片中纤维直径的统计分析结果，我们发现随着RAFT表面修饰反应PEG-DA浓度的增加，所获材料的纤维直径随之显著增加，该变化可能源于纤维表面水凝胶层的厚度增加。纤维表面的三维形貌和纤维变粗现象说明PEG水凝胶修饰于原PCL纤维表面。复合膜材料经7.5％PEG-DA反应液修饰后，纤维与纤维之间的孔径结构仍然存在，但孔径变小。这种变化进一步说明PEG的修饰发生在纤维表面，纤维表层的三维PEG水凝胶覆盖会使纤维变粗，但不会直接将孔径填充。

2、红外吸收光谱检测

红外吸收光谱用来检测复合材料中的PEG-DA水凝胶组分，图7为红外吸收光谱谱图。根据文献，PEG-DA和PCL在1100cm^-1附近都有C-O键的伸缩震动峰，但PEG-DA中的C-O键成分要高于PCL，所以PEG-DA在1100cm^-1处会有更大吸收值。从图7插入的局部放大图上可见，PEG-PCL和PCL两类膜材料在1050cm^-1和1100cm^-1附近处都有吸收，然而在1050cm^-1的吸收峰高近似，而PEG-PCL复合膜在1100cm^-1处的吸收峰明显高于PCL膜。图谱也显示，随着RAFT表面修饰反应液中PEG-DA浓度的增加，PEG-PCL复合膜中1100cm^-1吸收峰的吸收值也逐渐增加。红外吸收光谱检测证实了复合膜中PEG-组分的存在，并且PEG组分的含量随着表面修饰反应液中PEG-DA浓度的增加而增加。

3、接触角测试

为测试本发明复合材料的亲水性，对PCL、NH₂-PCL、CTA-PCL和7.5％PEG-PCL膜材料进行了接触角实验，每组三个样品。实验中将1μL去离子水滴加在膜材料上，接触一秒钟后拍照并计算接触角数值。图8上图为接触角数值结果，下图为接触角照片。从结果和照片可见7.5％PEG-PCL组比PCL组的亲水性有了明显的改善，液滴被吸入到复合材料中，接触角趋近于零。由于氨基化和CTA修饰后的静电纺丝接触角数值与PCL静电纺丝区别不大，证明PEG-PCL接触角的巨大改变是由于表面复合的水凝胶造成。

4、吸水性测试

不同PEG-DA浓度聚合修饰所获得的PEG-PCL复合膜材料和PCL对照组，每组三个样品在真空烘箱干燥后称量得到干重。在水溶液中充分吸水后，用无尘纸吸收表面的液体，称量得干重。吸水率的计算方法：

吸水率％＝(湿重-干重)/干重×100％；

测试结果如表4所示。

表4吸水性测试结果

吸水率分别如图9所示，PCL没有显示吸水性，而复合膜材料均显示了一定的吸水能力。复合膜材料的吸水率随着PEG-DA修饰反应浓度的增加大致呈现提高的趋势。在相对高浓度PEG-DA反应浓度条件下，15％PEG-PCL组的吸水率与7.5％PEG-PCL组没有显示显著性统计区别。

5、纤维表面力学性质测试

通过原子力显微镜(atomicforcemicroscope,AFM)使用购自日本精工仪器株式会社(日本，东京)的SPI3800，探针为Budgetsensorstap300AI-G，力常数40N/m，检测PEG-PCL复合膜材料及PCL静电纺丝膜对照组。7mm×7mm样品用双面胶固定在AFM样品台上，在接触模式下扫描图像后选取纤维部分检测位移-弹力曲线，每组三个样品，每个样品测量5～10个点。

图10和图11分别为典型的PCL及7.5％PEG-PCL膜材料的力曲线。两种材料的力曲线的形状区别不同，图11中7.5％PEG-PCL组的卸载曲线到零点后有较长的负值区间，说明在卸载阶段7.5％PEG-PCL对探针有明显的粘附作用。由于卸载曲线更能反应材料的弹性性质，图12放大了PCL及7.5％PEG-PCL组卸载曲线弹力零点起始500nm的力曲线(图10，图11虚线框内部分)。由图可见相同下压深度下PEG-PCL的弹力小于PCL静电纺丝100倍左右，接近两个数量级，说明PEG-PCL材料表面有一层具有弱力学性质的物质。这种力学性质基本和水凝胶相符，即纯PCL和PEG水凝胶显示两个数量级的弹性模量差异，证明PEG-PCL材料表面可能有水凝胶的存在。

6、拉伸力学性质测试

拉伸实验使用日本岛津制作所的ShimadzuAGS-X电子万能试验机(日本，京都)，每组4个样品。将材料制备成1cm×3cm的矩形，测量厚度后两端用样品夹固定牢固，中间留出1cm×1.5cm面积。拉伸速度5mm/min，载荷0.2N后开始计算行程。

图13为拉伸力学性质测试结果，曲线为4个样品的平均值。上图应力－应变结果显示PCL和7.5％PEG-PCL曲线的趋势相同，都经历了由弹性形变到塑性形变曲线斜率减小的过程。两条曲线在20％应变前近似线性，说明正处于弹性形变，由此时曲线的斜率可以得到弹性模量。PCL和7.5％PEG-PCL的弹性模量分别为5.88±1.31MPa和6.03±0.57MPa，并没有明显区别。20％应变后曲线斜率明显变小，此时PEG-PCL在相同应变处的应力明显大于PCL组。下图能量吸收－应变曲线图由应力－应变曲线积分得到，它代表将材料拉伸相应的应变所需的能量，即材料的韧性。由图可见，相同应变条件下PEG-PCL吸收的能量明显高于PCL组。在300％应变处7.5％PEG-PCL和PCL的能量吸收分别为6.4±0.56MJ/m³,4.6±0.55MJ/m³,7.5％PEG-PCL显著高于PCL组。

7、动物体内相容性检测

选300g左右的SD大鼠6只，随机分为两组，各3只。选择肌肉注射水合氯醛(400mg/kg)进行麻醉。固定四肢成仰卧位，背部除毛，碘酊擦拭消毒，于背部脊柱两侧各做一纵行切口约为1cm，依次切开背部皮肤、皮下组织，分离至肌外膜；向外侧钝性分离制成一定容积的空腔，需略大于样品的体积；左右对称分别植入四片大小7mm×7mm的电纺丝膜片，对照组和实验组分别为PCL和7.5％PEG-PCL。植入后确保植入部位无明显突起，缝合皮下组织和皮肤切口。至大鼠苏醒后放回笼中，四周后，用二氧化碳窒息大鼠，将埋植物取出，置于多聚甲醛固定，石蜡包埋，切片，常规H&E染色，在光镜下观察材料周围的组织反应情况。

图14为组织切片的H&E染色图，左图为PCL对照组，右图为PEG-PCL实验组。相比于PCL，PEG-PCL膜周围只有少量炎症细胞聚集和浸润，异物巨细胞(▼所指)数目显著减少，而新生血管(↖所指)数目有所增加。相比于PEG-PCL组，PCL周围可见大量成纤维细胞和致密的胶原纤维沉积(虚线所圈)，而PEG-PCL膜的周围只见少量纤维细胞和疏松的胶原纤维。综上所述，可推知PEG水凝胶复合PCL电纺丝膜比PCL异物反应更小，生物相容性更好。

Claims (10)

1.一种水凝胶-疏水高分子多孔膜复合材料的制备方法，包括如下步骤：

(1)将高分子溶解于溶剂中得到纺丝溶液；将所述纺丝溶液进行静电纺丝得到微米纤维，所述微米纤维聚集在接收器上得到电纺丝膜；

(2)将所述电纺丝膜与己二胺进行反应，得到氨基化的电纺丝膜；

(3)在碱的催化作用下，所述氨基化的电纺丝膜与式Ⅰ所示化合物进行反应，则在所述氨基化的电纺丝膜上连接上链转移试剂得到链转移试剂修饰的电纺丝膜；

式Ⅰ中，基团A来自于所述链转移试剂；

(4)所述链转移试剂修饰的电纺丝膜和水凝胶单体在引发剂和所述链转移试剂的作用下进行表面可逆加成-断裂链转移聚合，即得水凝胶-疏水高分子多孔膜复合材料。

2.根据权利要求1所述的制备方法，其特征在于：所述高分子为聚己内酯、聚(乳酸-羟基乙酸)共聚物、聚乳酸、聚乙交酯和聚对苯二甲酸乙二醇酯中至少一种。

3.根据权利要求1或2所述的制备方法，其特征在于：步骤(1)中，所述溶剂为氯仿和N,N-二甲基甲酰胺的混合物；

所述纺丝溶液中，所述高分子的浓度为0.01～0.2g/mL。

4.根据权利要求1或2所述的制备方法，其特征在于：步骤(1)中，将所述纺丝溶液移入喷丝管中进行所述静电纺丝；

所述喷丝管的喷嘴与所述接收器的距离为10～20cm；

所述静电纺丝在5～20kV的电压下进行；

所述纺丝溶液的流速为0.1～5mL/h。

5.根据权利要求1或2所述的制备方法，其特征在于：步骤(2)中，所述反应的温度为20～40℃，时间为0.5～3小时。

6.根据权利要求1或2所述的制备方法，其特征在于：步骤(3)中，所述链转移试剂如式II所示，

所述基团A如式Ⅲ所示，

式Ⅱ和式Ⅲ中，基团R₁为碳原子数为2～18的烷基；基团R₂和R₃均为甲基或氰基，R₂与R₃相同或不同。

7.根据权利要求1或2所述的制备方法，其特征在于：步骤(3)中，所述碱为三乙胺、吡啶或二异丙基乙基胺；

所述反应的温度为20～40℃，时间为0.5～2小时。

8.根据权利要求1或2所述的制备方法，其特征在于：步骤(4)中，

所述水凝胶单体为聚乙二醇二丙烯酸酯、聚乙二醇二甲基丙烯酸酯和甲基丙烯酸羟乙酯中至少一种；

所述引发剂为偶氮类引发剂；

所述聚合反应的温度为30～45℃，时间为1～48小时。

9.权利要求1-8中任一项所述方法制备的水凝胶-高分子多孔膜复合材料。

10.权利要求9所述水凝胶-高分子多孔膜复合材料在制备体内移植装置、组织工程支架、药物缓释载体或伤口敷料中的应用。