CN112826986B - 一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘及其制备方法 - Google Patents

一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘及其制备方法 Download PDF

Info

Publication number
CN112826986B
CN112826986B CN202011622767.XA CN202011622767A CN112826986B CN 112826986 B CN112826986 B CN 112826986B CN 202011622767 A CN202011622767 A CN 202011622767A CN 112826986 B CN112826986 B CN 112826986B
Authority
CN
China
Prior art keywords
hydrogel
intervertebral disc
bracket
glass fiber
solution
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN202011622767.XA
Other languages
English (en)
Other versions
CN112826986A (zh
Inventor
雷伟
卢昌波
刘明杰
严昊
张扬
黄鑫怡
邱海洋
杨晓江
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Air Force Medical University of PLA
Original Assignee
Air Force Medical University of PLA
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Air Force Medical University of PLA filed Critical Air Force Medical University of PLA
Priority to CN202011622767.XA priority Critical patent/CN112826986B/zh
Publication of CN112826986A publication Critical patent/CN112826986A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN112826986B publication Critical patent/CN112826986B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/52—Hydrogels or hydrocolloids
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/02—Inorganic materials
    • A61L27/10—Ceramics or glasses
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/16—Macromolecular materials obtained by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08F—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED BY REACTIONS ONLY INVOLVING CARBON-TO-CARBON UNSATURATED BONDS
    • C08F220/00—Copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and only one being terminated by only one carboxyl radical or a salt, anhydride ester, amide, imide or nitrile thereof
    • C08F220/02—Monocarboxylic acids having less than ten carbon atoms; Derivatives thereof
    • C08F220/52—Amides or imides
    • C08F220/54—Amides, e.g. N,N-dimethylacrylamide or N-isopropylacrylamide
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J3/00—Processes of treating or compounding macromolecular substances
    • C08J3/02—Making solutions, dispersions, lattices or gels by other methods than by solution, emulsion or suspension polymerisation techniques
    • C08J3/03—Making solutions, dispersions, lattices or gels by other methods than by solution, emulsion or suspension polymerisation techniques in aqueous media
    • C08J3/075—Macromolecular gels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/38—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of the spine, vertebrae or intervertebral discs
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J2333/00—Characterised by the use of homopolymers or copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and only one being terminated by only one carboxyl radical, or of salts, anhydrides, esters, amides, imides, or nitriles thereof; Derivatives of such polymers
    • C08J2333/24—Homopolymers or copolymers of amides or imides

Abstract

本发明提供了一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘，所述的基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘包括预制支架和填充在预制支架中的水凝胶预聚液。本发明的基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘在结构方面，以玻纤为支架的假体在微观尺度具有与人体椎间盘纤维环类似的纤维排列方式，而以TPU为支架的假体在宏观尺度具有和人体椎间盘纤维环相似的层状结构。力学性能方面，以玻纤强化的复合凝胶构建的假体强度和抗疲劳特性更好，且粘弹性更接近人体颈椎间盘。都具有与人体椎间盘相似的生物力学特性，从而有效改善目前人工颈椎间盘假体面临的磨损、邻近节段退变等问题。

Description

一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘及其制备方法
技术领域
本发明属于骨科手术植入体技术领域，具体涉及一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘及其制备方法。
背景技术
人体椎间盘是高度组织性、多层次性的复合结构，在脊柱生物力学中发挥重要作用，它能吸收冲击和分散轴向负重载荷，并为脊柱提供一定的活动度。在脊柱中，椎间盘、相邻椎体及韧带组织构成了相对独立的活动单元，该活动单元也可以看做是三关节复合结构，可以在水平面、矢状面和冠状面这三个正交面产生平移或旋转。
随着人们生活习惯的改变和工作压力的增大，颈椎病已经成为困扰很多成年人的疾病，而且其发病率也呈年轻化趋势。颈椎病不仅给人们的工作生活带来了很多不便，而且是慢性致残的重要原因。在颈椎病的众多病因中，以椎间盘退变是最常见原因。
椎间盘是脊柱功能单位的负载活动中心，是保持颈椎的活动度与稳定性的关键，椎间盘的退变引起的一系列临床症状与椎间盘的盘内压的下降有着紧密的联系。盘内压是维持椎间盘正常生物力学功能的重要因素，它是基于椎间盘特别是髓核的粘弹性产生的半流体静压，能紧张纤维环、支撑终板进而维持椎间盘的高度和轴向的刚度。在退变的椎间盘，其高度和轴向顺应性下降，沿径向膨胀范围增大，椎间盘内部应力分布破坏，导致局部应力过度集中而产生终板破裂出现Schmorl's结节。盘内半流体静压的下降也会导致脊柱在轴向压缩负荷下对髓核和纤维环的剪切作用增加，使得纤维环张力减小，以椎间盘为核心的运动单元在进行剪切、侧屈和扭转运动时的活动中心变大，这样就增加了髓核的剪切应力，进而引起椎间盘内部结构的重塑。类似于其他承重组织软骨和骨骼中，剪切应力的增加会启动纤维组织的形成，进一步加速了椎间盘的退变进程。椎间盘组织学的重塑反过来又进一步导致盘内半流体静压的下降，这直接导致了椎间盘内局部应力/应变状态的变化，并间接导致了小关节关节炎和疼痛反应。另外，椎间盘退变对脊柱功能单位的生物力学产生不利影响，引起椎间隙狭窄，运动节段失稳，进而引起神经卡压和刺激症状。
人工颈椎间盘置换术是颈椎椎间盘突出症手术解除神经压迫后稳定重建的重要技术，该技术的发展经历了数十年，目前临床上应用的几款人工颈椎间盘如Bryan，Prodisc-C，Mobi-C等都是用金属、陶瓷或聚合物材料构建的。受限于材料特性及假体结构设计，现行几款假体虽然保持了颈椎一定的活动度，但难以准确模拟人体颈椎间盘的生物性能及运动特点，且存在以下缺点：
(1)假体关节面的机械性磨损易导致假体松动失效，产生的碎屑引起周围组织的炎症反应；
(2)假体植入后周围骨质增生、动度逐渐丧失甚至融合而失效；
(3)假体与脊柱不匹配使颈椎曲度发生改变，导致相邻节段退变加速。
产生这些问题的关键在于假体不能模仿人体椎间盘组织的粘弹性，从而不能有效地缓冲震荡并将载荷均匀分散。
发明内容
针对上述现有技术不足与缺陷，本发明的目的在于，提供一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘及其制备方法，解决现有技术中的人工颈椎间盘粘弹性差，力学性能差的技术问题。
为了达到上述目的，本申请采用如下技术方案予以实现：一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘，所述的基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘包括预制支架和填充在预制支架中的水凝胶预聚液；
所述的预制支架为TPU材质的同心圆层叠交叉支架或微米玻璃纤维材质的三维管状玻纤支架；
所述的同心圆层叠交叉支架包括支架部分和空腔部分，所述的三维管状玻纤支架包括纤维网格部分和空腔部分；
所述的水凝胶预聚液包括水凝胶预聚液Ⅰ和水凝胶预聚液Ⅱ，所述的水凝胶预聚液Ⅰ由丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺、水和铝溶胶混合液、N，N-亚甲基双丙烯酰胺和2，2'-二乙氧基苯乙酮制备而成，所述的水凝胶预聚液Ⅱ由丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺、水和铝溶胶混合液、N，N-亚甲基双丙烯酰胺和过硫酸钾制备而成；所述的丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺和水和铝溶胶混合液的质量比为1：5：20；
所述的水凝胶预聚液Ⅰ填充在同心圆层叠交叉支架的空腔部分，所述的水凝胶预聚液Ⅰ填充在三维管状玻纤支架的纤维网格部分，水凝胶预聚液Ⅱ填充在三维管状玻纤支架的空腔部分。
填充在三维管状玻纤支架的纤维网格部分的水凝胶预聚液Ⅰ和填充在三维管状玻纤支架的空腔部分的水凝胶预聚液Ⅱ的体积比为16：9。
一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘的制备方法：
步骤Ⅰ：制备同心圆层叠交叉支架；
步骤Ⅱ：制备水凝胶预聚液Ⅰ；
步骤Ⅲ：将步骤二中制得的水凝胶预聚液Ⅰ填充在步骤一中制得的同心圆层叠交叉支架中，制得基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘。
步骤Ⅱ具体步骤如下：
步骤Ⅱ.1：将丙烯酸和N，N-二甲基丙烯酰胺加入到水和铝溶胶混合液中，磁力搅拌后制得N，N-甲基双丙烯酰胺溶液；
所述的丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺和水和铝溶胶混合液的质量比为1：5：20；
水和铝溶胶混合液中含铝溶胶重量份数为50％～80％；
步骤Ⅱ.2：然后向N，N-甲基双丙烯酰胺溶液中加入0.1wt％N，N-亚甲基双丙烯酰胺，然后加入2，2'-二乙氧基苯乙酮，制得水凝胶预聚液Ⅰ。
步骤Ⅲ具体步骤如下：
将制备好的水凝胶预聚液Ⅰ灌注到制备好的同心圆层叠交叉支架中，放置在紫外灯下聚合，静置后放入去离子水中浸泡，将残留的没有发生聚合的丙烯酸单体置换去除，制备得到基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘。
一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘的制备方法：
步骤一：制备三维管状玻纤支架；
步骤二：制备水凝胶预聚液Ⅰ和水凝胶预聚液Ⅱ；
步骤三：将步骤二中制得的凝胶预聚液Ⅰ和水凝胶预聚液Ⅱ填充在步骤一中制得的三维管状玻纤支架中，制得基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘。
步骤二具体步骤如下：
步骤2.1：将丙烯酸和N，N-二甲基丙烯酰胺加入到水和铝溶胶混合液中，磁力搅拌后制得N，N-甲基双丙烯酰胺溶液；
所述的丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺和水和铝溶胶混合液的质量比为1：5：20；
水和铝溶胶混合液中含铝溶胶重量份数为50％～80％；
步骤2.2：然后向N，N-甲基双丙烯酰胺溶液中加入0.1wt％N，N-亚甲基双丙烯酰胺，然后加入2，2'-二乙氧基苯乙酮，制得水凝胶预聚液Ⅰ；
步骤2.3：将丙烯酸和N，N-二甲基丙烯酰胺加入到水和铝溶胶混合液中，磁力搅拌后制得N，N-甲基双丙烯酰胺溶液；
所述的丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺和水和铝溶胶混合液的质量比为1：5：20；
水和铝溶胶混合液中含铝溶胶重量份数为50％～80％；
步骤2.4：然后向N，N-甲基双丙烯酰胺溶液中加入0.1wt％N，N-亚甲基双丙烯酰胺，然后加入过硫酸钾，制得水凝胶预聚液Ⅱ；
步骤三具体步骤如下：
将水凝胶预聚液Ⅰ注入到三维管状玻纤支架的纤维网格部分中，并将注入了水凝胶预聚液Ⅰ的三维管状玻纤支架置于模具中，烘箱密封加热，待水凝胶预聚液Ⅰ固化形成纤维环预制体，将纤维环预制体切割成合适高度；
将上一步制备的纤维环预制体置于提前构建的椎间盘模具中，然后将水凝胶预聚液Ⅱ灌入三维管状玻纤支架的空腔部分中，紫外灯光照引发聚合，其聚合过程为1小时，最后将凝胶从模具中取出，放入去离子水中浸泡3天，将残留的没有发生聚合的丙烯酸单体置换去除，制备得到基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘。
所述的水凝胶预聚液Ⅰ和水凝胶预聚液Ⅱ的体积比为16：9；
一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘，按照上述方法制备。
一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘，所述的基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘包括预制支架和填充在预制支架中的水凝胶预聚液。
所述的预制支架为TPU材质的同心圆层叠交叉支架。
所述的预制支架为微米玻璃纤维材质的三维管状玻纤支架；
三维管状玻纤支架包括纤维网格部分和空腔部分。
三维管状玻纤支架制备方法如下：
三维管状玻纤支架用微米玻璃纤维由三维编织机按照筒形旋转法编织而成。该编织机采用旋转法角轮驱动携纱器运动，在空间形成三维编织结构。旋转法三维编织机携纱器运动与四步法携纱器运动规律类似：第一步，相邻列的携纱器按列相向运动，移动每个携纱器到各自的下一个携纱器位置；第二步，相邻行的携纱器按行相向运动，移动每个携纱器到各自下一个携纱器位置；第三步，每列与第一步的运动方向相反，完成列的相向运动；第四步，每行与第二步的运动方向相反，完成行的相向运动。四步运动后，携纱器的运动使得编织纱形成编织物的一个花节。重复以上运动步骤，编织纱互相交织，从而完成一定长度的三维管状玻纤支架。
本发明与现有技术相比，有益的技术效果是：
(Ⅰ)本发明的基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘在结构方面，以玻纤为支架的假体在微观尺度具有与人体椎间盘纤维环类似的纤维排列方式，而以TPU为支架的假体在宏观尺度具有和人体椎间盘纤维环相似的层状结构。力学性能方面，以玻纤强化的复合凝胶构建的假体强度和抗疲劳特性更好，且粘弹性更接近人体颈椎间盘。都具有与人体椎间盘相似的生物力学特性，从而有效改善目前人工颈椎间盘假体面临的磨损、邻近节段退变等问题。
(Ⅱ)本发明利用了水凝胶的粘弹性和渗透性，可以防止应力过于集中，3D打印的层叠排列的TPU支架结构既可以提升整体结构的强度，又实现了整体尺寸的个性化定制。这种复合材料策略克服了各自单纯材料的缺点，实现了水凝胶的能量耗散特性与层叠排列的TPU纤维环结构的抗圆周方向拉伸特性的有机结合。对假体的初步的体外力学测试结果表明，这种假体模型在轴向的力学特性与人体颈椎间盘相似，具有足够的压缩强度、渗透溶胀特性和粘弹性等生理力学的特性。
(Ⅲ)本发明构建的假体，采用了精细三维管状编织工艺编织出可以模拟天然椎间盘纤维环内部的特殊的纤维排列方式的支架结构，然后灌注水凝胶固化成型，最后灌注水凝胶髓核组织。对假体的横断面进行SEM观察，假体纤维环内纤维束的排列方式与天然纤维环高度相似。
(Ⅳ)本发明的水凝胶预聚液无细胞毒性，满足生物相容性的基本要求；
附图说明
图1为本发明的同心圆层叠交叉支架模型及实物示意图；
图2为发明的同心圆层叠交叉支架为支架的水凝胶人工颈椎间盘示意图；
图3为轴向压缩测试结果示意图；
图4为压缩剪切测试结果示意图；
图5为本发明的人工颈椎间盘的蠕变-时间曲线示意图；
图6为本发明的人工颈椎间盘的应力松弛-时间曲线示意图；
图7为轴向压缩位移云图；
图8为轴向压缩不同区域应力云图；
图9为轴向压缩不同结构应力云图；
图10为压缩-剪切位移云图；
图11为压缩-剪切不同区域应力云图；
图12为压缩-剪切不同结构应力云图；
图13为人工颈椎间盘结构应力峰值对比图；
图14为人工颈椎间盘结构应力平均值对比图；
图15为本发明的三维管状玻纤支架模型及实物示意图；
图16为本发明的三维编织管状玻纤结构模式图；
图17为本发明的三维管状玻纤支架为支架的水凝胶人工颈椎间盘示意图；
图18人工颈椎间盘内部结构图；
图19人工颈椎间盘断面局部扫描电镜图；
图20为轴向压缩测试示意图；
图21为轴向剪切测试示意图；
图22为蠕变-时间曲线；
图23为应力松弛-时间曲线；
图24为疲劳测试中假体的高度随循环加载次数的变化图；
图25为实施例3制备的人工颈椎间盘轴向压缩应力—应变曲线；
图26为实施例3制备的人工颈椎间盘压缩剪切载荷—位移曲线；
图27为实施例3制备的人工颈椎间盘蠕变—时间曲线Ⅰ；
图28为实施例3制备的人工颈椎间盘蠕变—时间曲线Ⅱ
图29为倒置相差显微镜下双重交联水凝胶浸提液L-929细胞3d的细胞形态及对照组的细胞形态示意图；
图30水凝胶材料浸提液下L929细胞增殖活性图；
图31水凝胶材料浸提液下L929细胞生存率曲线；
以下结合附图和实施例对本发明的具体内容作进一步详细解释说明。
具体实施方式
以下给出本发明的具体实施例，需要说明的是本发明并不局限于以下具体实施例，凡在本申请技术方案基础上做的等同变换均落入本发明的保护范围。
实施例1：
遵从上述技术方案，如图1～图14所示，本实施例给出一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘的制备方法，
步骤一：制备预制支架；
步骤二：制备水凝胶预聚液；
步骤三：将步骤二中制得的水凝胶预聚液填充在步骤一中制得的预制支架中制得基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘。
步骤二具体步骤如下：
步骤1.1：将0.1g丙烯酸和0.5gN，N-二甲基丙烯酰胺加入到2g水和铝溶胶混合液中，磁力搅拌后制得N，N-甲基双丙烯酰胺溶液；
水和铝溶胶混合液中含铝溶胶重量份数为50％；
步骤1.2：然后向N，N-甲基双丙烯酰胺溶液中加入0.1wt％N，N-亚甲基双丙烯酰胺，然后加入2μL2，2'-二乙氧基苯乙酮，制得水凝胶预聚液。
步骤三具体步骤如下：
将制备好的水凝胶预聚液灌注到制备好的预制支架中，放置在365nm波长的紫外灯下聚合1h，置于潮湿的盒子中1天以稳定反应后放入去离子水中浸泡3天，将残留的没有发生聚合的丙烯酸单体置换去除，制备得到基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘。
2.2力学测试
2.2.1强度测试
2.2.1.1压缩测试
将人工颈椎间盘假体样品夹持于适配尺寸的夹具间，并置于电子万能试验机上，沿轴向进行压缩，轴向负荷加载速率为5mm/min，负荷加载终点为：假体产生裂隙破坏或假体高度压缩超过50％。计算机采集并记录压缩载荷随位移的变化，根据假体底面积与弹性模量公式，绘制生成应力-应变曲线，计算假体的弹性模量。
在1.2kN轴向负荷下，3个被测试样品轴向的应变为50％，在该应变下，假体外形均保持完好，支架和凝胶均未发生断裂，凝胶与支架结构复合良好；轴向压缩的应力-应变曲线如图3，曲线整体走行趋势呈“J”型，与人体椎间盘压缩曲线相似，其中线性段的模量为12±2.2MPa(人体颈椎间盘压缩应力-应变曲线的线性段模量为32MPa)，坡脚段的应变值为0.17±0.02(表1)(人体颈椎间盘压缩应力-应变曲线的坡脚段为0.15±0.02)。
表1人体颈椎间盘与人工颈椎间盘轴向压缩曲线分段对比
Figure BDA0002876558120000101
2.2.1.2压缩剪切测试
将人工颈椎间盘假体夹持于夹具间，并置于电子万能试验机上，设计的下夹具装置使得假体的z轴初始位置y轴成45°夹角，这样沿轴向进行压缩，就产生大小相等的轴向压缩载荷Fz和前向剪切载荷Fx，且通过人工颈椎间盘的几何中心(图4)。载荷加载速率5mm/min，加载终点为：a，假体发生裂隙或破坏，b，假体应变超过50％。采集记录压缩载荷随位移的变化，绘制生成载荷-位移曲线，计算假体的剪切刚度。
假体的载荷-位移曲线如图4，曲线整体走行趋势呈线性，剪切刚度为103±11N/mm(人体颈椎间盘压缩剪切的刚度值为83-181N/mm)。
图4A，假体压缩剪切测试；B，压缩剪切载荷-位移曲线；C，假体与人体颈椎间盘剪切刚度对比(NS代表差别无统计学意义，AIDs代表人工颈椎间盘假体，Natural disc代表人体颈椎间盘，Sheer stiffness代表剪切刚度)
2.2.2粘弹性测试
2.2.2.1蠕变测试
将假体夹持于夹具间，并置于电子万能试验机上，假体浸没于37℃浓度0.9％的NaCl溶液中。起始阶段，采用线性加载方式5s内将轴向载荷加载至150N(图10)，然后保持该轴向载荷值7200s不变，采集夹具在轴向的位移值随时间的变化(1次/0.1s)，反映假体高度值随时间的变化趋势，绘制生成蠕变-时间曲线。
图10蠕变-时间曲线：A，人体颈椎间盘蠕变-时间曲线；B，人工颈椎间盘蠕变-时间曲线；C，蠕变应变-时间曲线(natural disc代表人体颈椎间盘蠕变区间，AIDs代表人工颈椎间盘假体蠕变曲线)
2.2.2.2应力松弛测试
将假体夹持于夹具间，并置于电子万能试验机上，假体浸没于37℃浓度0.9％的NaCl溶液中，起始阶段，5s内将轴向负荷加载至150N(图6)，然后保持该时刻轴向位移不变7200s，采集夹具表面的轴向应力值随时间的变化(1次/0.1s)，反映假体表面应力随时间的变化趋势，绘制生成应力松弛-时间曲线。
图6应力松弛-时间曲线，A，人体颈椎间盘蠕变-时间曲线；B，人工颈椎间盘蠕变-时间曲线
3.2.2.1图5为假体的蠕变-时间曲线，150N的轴向载荷下，假体表面的应力约为0.3MPa。在载荷增加的“瞬时”阶段(5s)，假体的高度损失为6.6％(范围5.7-7.6％)(人体颈椎间盘为5.6％(范围2.5-12.1％))，在“蠕变”阶段，假体的蠕变率随时间的增加而降低，并逐渐趋于平衡，2h末的蠕变量为13.8％(范围10.4-15.6％)，与人体颈椎间盘标本测试结果相似(人体颈椎间盘2h末压缩蠕变量为14.5％(6.3-26.1％))。
3.2.2.2图6为假体的应力松弛-时间曲线，应力松弛速率随时间逐渐降低，并逐渐趋于平衡，2h末的应力松弛量为95.28±2.32N，与人体颈椎间盘测试结果相似。
2.3模型有限元分析
2.3.1建立有限元三维模型
模型网格划分：人工颈椎间盘结构均采用实体单元网格，共计273436个节点(Nodes)、263500个网格单元；各结构网格之间采用绑定接触，确保受力正常传递。
2.3.2材料参数与边界条件的设定
人工颈椎间盘的材料参数如下：
(1)纤维环支架：轴向压缩模量2MPa，圆周方向拉伸模量20Mpa，泊松比0.31；
(2)基质(髓核、纤维环支架内填充的水凝胶体)：按照黏弹性材料设置，弹性模量0.5MPa，泊松比0.499；
(3)实验夹具：按SS304不锈钢材料，弹性模量195000MPa，泊松比0.247。
对人工颈椎间盘有限元模型进行边界条件、单元属性定义如下：
(1)假定纤维环支架为各向异性的复合材料，实验夹具为各向同性、均匀、连续的线弹性材料，基质为黏弹性材料；
(2)将实验夹具下表面所有节点进行固定约束，限制其六个方向自由度；
(3)根据假体实际的压缩、剪切测试的力学曲线，在有限元理论仿真模拟时，在实验夹具上表面施加载荷条件模拟轴向压缩实验(轴压荷载150N)、剪切实验(压缩荷载150N、45°方向)。
2.4统计学分析
实验测量数据结果以均数±标准差(means±SD)表示(n＝3)。使用GraphPadPrism 6.0软件中的单因素方差分析(one-way ANOVA)和两独立样本t检验比较数据，确定组间差异。p值＜0.05认为差异有统计学意义。
根据纤维环同心圆层叠交叉排列结构，仿生构建层状TPU纤维环支架结构的3D打印模型，如图1，将模型输入3D打印机，打印出三维层状TPU纤维环支架，支架由内而外共3层，单层支架结构厚度0.6mm，支架的层与层之间为连接结构。TPU支架灌注聚丙烯酸水凝胶后形成人工颈椎间盘假体基本结构如图2所示，假体以聚丙烯酸水凝胶为髓核，由三维同心圆排列层状TPU支架复合聚丙烯酸水凝胶构成纤维环结构，纤维环支架结构每层厚度0.6mm，假体整体呈7mm×25mm×18mm(高度×长轴×短轴)的结构。
3.3有限元分析
3.3.1轴向压缩下的应力响应
针对人工颈椎间盘模型做轴向压缩实验，得出人工颈椎间盘对应的纤维环层状支架、基质内部填充体-基质、上下实验夹具等结构的Von Mises等效应力云图及Displacement位移云图。
在轴向压缩实验作用下(图7)，人工颈椎间盘上表面的应力平均值约1.64MPa(局部应力峰值2.31MPa)，下表面的应力平均值约0.38MPa(局部应力峰值0.84MPa)(图8)，图8轴向压缩不同区域应力云图：A为整体应力云图，B为上表面应力云图，C为下表面应力云图，纤维环层状支架应力平均值约1.67MPa(局部应力峰值3.04MPa)，内部填充的基质应力平均值约0.78MPa(局部应力峰值2.25MPa)(图9)，图9轴向压缩不同结构应力云图：A为水凝胶基质应力云图，B为纤维支架应力云图。由于在实验过程中，上下实验夹具夹住了部分人工颈椎间盘结构，在实际实验夹具受载荷作用下，实验夹具发生了0.77mm的竖向变形，由于上、下实验夹具之间5mm区域四周无刚性结构围挡，人工颈椎间盘内部填充的基质受压发生形变，且基质及纤维环发生了向四周外鼓的现象，模型外鼓位移约2.01mm。此外，上、下实验夹具与人工颈椎间盘衔接处连接紧密，且人工颈椎间盘后缘区域存在一定的凹陷形状，容易在此周围区域产生一定程度的应力集中，上下实验夹具在轴向压缩实验下产生了2.03MPa-6.37MPa的局部应力集中值。
3.3.2压缩剪切下的应力响应
针对人工颈椎间盘模型做压缩剪切实验，得出人工颈椎间盘对应的纤维环层状支架、内部填充体-基质、上下实验夹具等结构的Von Mises等效应力云图及Displacement位移云图。
在压缩剪切负荷条件下(图10压缩-剪切位移云图)，人工颈椎间盘上表面的应力平均值约0.22MPa(局部应力峰值0.38MPa)，下表面的应力平均值约0.13MPa(局部应力峰值0.26MPa)(图11压缩-剪切不同区域应力云图：A为整体应力云图；B为上表面应力云图；C为下表面应力云图)，纤维环层状支架应力平均值约0.44MPa(局部应力峰值0.91MPa)，内部填充的基质应力平均值约0.39MPa(局部应力峰值0.82MPa)(图12压缩-剪切不同结构应力云图：A为水凝胶基质应力云图；B为纤维支架应力云图)，人工颈椎间盘整体剪切应力峰值为0.51MPa。由于在实验过程中，上下实验夹具夹住了部分人工颈椎间盘结构，在实际实验夹具受载荷作用下，实验夹具发生了0.05mm的竖向变形和2.16mm的水平变形，由此可见，在压缩剪切实验状态下，由于上、下实验夹具之间5mm四周无刚性结构围挡，模型在45°压缩剪切状态下，容易出现一定程度的水平剪切变形，模型发生了约2.11mm变形。因上、下实验夹具与人工颈椎间盘衔接处连接紧密，且人工颈椎间盘后缘区域存在一定的凹陷形状，容易在此周围区域产生一定程度的应力集中，上、下实验夹具在压缩剪切实验下产生了约0.79MPa-0.91MPa的局部应力集中值。
表2三组实验对应的人工颈椎间盘结构应力峰值(MPa)
Figure BDA0002876558120000151
表3两组实验对应的人工颈椎间盘结构应力平均值(MPa)
Figure BDA0002876558120000152
Figure BDA0002876558120000161
本实施例中的人工颈椎间盘假体是一款从宏观尺度基于材料学与结构力学仿生设计的弹性椎间盘假体。这种仿生设计以模拟人体纤维环的宏观力学模型为基础，通过3D打印层叠排列的TPU结构并复合以高强度的水凝胶材料，使整体结构具有较大的力学强度与粘弹性两方面性能。其中，水凝胶的粘弹性和渗透性，可以防止应力过于集中，3D打印的层叠排列的TPU支架结构既可以提升整体结构的强度，又实现了整体尺寸的个性化定制。这种复合材料策略克服了各自单纯材料的缺点，实现了水凝胶的能量耗散特性与层叠排列的TPU纤维环结构的抗圆周方向拉伸特性的有机结合。对假体的初步的体外力学测试结果表明，这种假体模型在轴向的力学特性与人体颈椎间盘相似，具有足够的压缩强度、渗透溶胀特性和粘弹性等生理力学的特性。
结果表明，按应力的区域分布分析，在轴向载荷(轴向压缩或压缩剪切)下，假体的髓核区域应力值最高，应力峰值沿径向自髓核向纤维环呈梯度递减(图13)。图13两组实验对应的人工颈椎间盘结构应力峰值对比(Peak stress代表应力峰值，supine代表上表面，inferia代表下表面，fiber layer代表纤维层，matrix基质)按纤维环与水凝胶基质的不同结构的应力分布分析，纤维环支架结构的应力峰值与平均应力值均远高于水凝胶基质(图14)。图14两组实验对应的人工颈椎间盘结构应力平均值对比(average stress平均应力，supine代表上表面，inferia代表下表面，fiber layer代表纤维层，matrix基质)这种应力分布规律与天然椎间盘的应力分布模式相似，天然椎间盘的内部应力分布实验测试和有限元模拟分析显示，其压缩载荷主要由髓核和纤维环基质的流体压力支撑，流体的支撑会随着水分的流出而逐渐减小
实施例2：
如图15～24所示，一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘的制备方法，
步骤一：制备预制支架；
步骤二：制备水凝胶预聚液；
步骤三：将步骤二中制得的水凝胶预聚液填充在步骤一中制得的预制支架中制得基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘。
步骤二具体步骤如下：
步骤2.1：将0.1g丙烯酸和0.5gN，N-二甲基丙烯酰胺加入到2g水和铝溶胶混合液中，磁力搅拌后制得N，N-甲基双丙烯酰胺溶液；
水和铝溶胶混合液中含铝溶胶重量份数为50％；
步骤2.2：然后向N，N-甲基双丙烯酰胺溶液中加入0.1wt％N，N-亚甲基双丙烯酰胺，然后加入2μL过硫酸钾，制得水凝胶预聚液Ⅰ；
步骤2.3：将0.1g丙烯酸和0.5g N，N-二甲基丙烯酰胺加入到2g水和铝溶胶混合液中，磁力搅拌后制得N，N-甲基双丙烯酰胺溶液；
水和铝溶胶混合液中含铝溶胶重量份数为50％；
步骤2.4：然后向N，N-甲基双丙烯酰胺溶液中加入0.1wt％N，N-亚甲基双丙烯酰胺，然后加入2μL2，2'-二乙氧基苯乙酮，制得水凝胶预聚液Ⅱ；
步骤三具体步骤如下：
将水凝胶预聚液Ⅰ注入到三维管状玻纤支架的纤维网格部分中，并将注入了水凝胶预聚液Ⅰ的三维管状玻纤支架置于模具中，在80℃烘箱密封加热12h，待凝胶固化形成纤维环预制体，将预制体切割成高度6mm的纤维环结构。
将上一步制备的纤维环预制体置于提前构建的椎间盘模具中，然后将水凝胶预聚液Ⅱ灌入三维管状玻纤支架的空腔部分中，用365nm波长的紫外灯光照引发聚合，其聚合过程为1小时。最后将凝胶从模具中取出，放入去离子水中浸泡3天，将残留的没有发生聚合的丙烯酸单体置换去除，制备得到基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘。
用手术刀将假体样品分别沿水平方向和垂直方向切割，显露被水凝胶包裹的玻纤编织的支架区域，然后将切割好的样品依次经30％-100％之间的不同梯度浓度乙醇溶液脱水，每个梯度下脱水10min，真空干燥3h。将样品电镀喷金，通过SEM分别对喷金后支架的横切面和纵切面的纤维形貌特征进行拍照观察。
图16为三维编织管状玻纤结构模式图(AH代表前高，PH代表后高)。
假体沿纵向切割后，SEM低倍条件下(12×)放大可见：纤维环区域内纤维支架结构被水凝胶包裹，纤维支架内部纤维束之间可见水凝胶浸润，同层纤维束之间取向相同，相邻层纤维束与束之间呈现层叠交叉的模式排列(图18)。
横断面SEM可见，在假体的纤维环区域内，纤维束内部纤维取向一致，纤维束与束之间交叉排列，纤维束由内向外层叠排列(图19)。
纵断面SEM可见，在假体的纤维环区域内，层与层之间纤维束交叉排列，纤维束之间可见凝胶浸润。测量得单根纤维直径约10μm(图19)，A为横断面纤维排列；B为纵断面纤维排列。
实施例二的性能测试方法与实施例1中相似：
3.3力学测试
3.3.1强度测试
3.3.1.1轴向压缩强度
在轴向1.54kN(50％应变)条件下，受压的3个样品外形均保持完好，未出现破坏和纤维外露。轴向压缩的应力-应变曲线呈现与人体椎间盘相似的“J”型曲线，曲线可分为坡脚段和线性段，其中线性段的模量为34±2.9MPa(图20和表4)(人体颈椎间盘压缩应力-应变曲线的线性段模量为32MPa)，坡脚段的应变值为0.21±0.03(人体颈椎间盘压缩应力-应变曲线的坡脚段为0.15±0.02)。
图20A，轴向压缩测试；20B，轴向压缩应力-应变曲线；20C，假体与人体颈椎间盘坡脚段对比(Toe region代表坡脚段，Modulus代表线性段模量，AIDs代表人工颈椎间盘假体，Natural disc代表人体颈椎间盘)
表4人体颈椎间盘与人工颈椎间盘轴向压缩曲线分段对比
Figure BDA0002876558120000191
3.3.1.2压缩剪切测试
载荷-位移曲线呈“J”型，分坡脚段和线性段，其中线性段的剪切刚度为90±13N/mm(图18)(人体颈椎间盘压缩剪切的刚度值为83-181N/mm)。
图21A，轴向剪切测试；21B，压缩剪切载荷-位移曲线；21C，假体与人体椎间盘剪切刚度对比(NS代表差别无统计学意义，AIDs代表人工颈椎间盘假体，Natural disc代表人体颈椎间盘，Sheer stiffness代表剪切刚度)
3.3.2粘弹性测试
3.3.2.1蠕变
图22为假体的蠕变-时间曲线，150N的轴向载荷下，假体表面的应力约为0.3MPa，在载荷增加的“瞬时”阶段(5s)，假体的高度损失为11.8％(范围10.7-13.1％)(人体颈椎间盘为5.6％(范围2.5-12.1％))，在“蠕变”阶段，假体的蠕变率随时间的增加而降低，蠕变逐渐趋于平衡，2h末的蠕变应变为23.7％(范围21.4-25.1％)(人体颈椎间盘2h末压缩蠕变量为14.5％(6.3-26.1％))。
图22蠕变-时间曲线：A，人体颈椎间盘蠕变-时间曲线；B，人工颈椎间盘蠕变-时间曲线；C，蠕变应变-时间曲线(natural disc代表人体颈椎间盘蠕变区间，AIDs代表人工颈椎间盘假体蠕变曲线)
3.3.2.2应力松弛
图23为假体的应力松弛-时间曲线，开始阶段松弛率较大，随时间延长逐渐减小，并趋于平衡，2h的应力松弛量为99.8±3.48N。图23应力松弛-时间曲线，A，人体颈椎间盘蠕变-时间曲线；B，人工颈椎间盘蠕变-时间曲线
3.3.3疲劳测试
500万次的轴向循环加载后，样品保持完好，无支架结构外露，测试结束是假体的高度降低1.7±0.2mm。
图21疲劳测试中假体的高度随循环加载次数的变化(Height代表假体的高度，Cycles代表循环加载次数)
表5疲劳测试循环加载与假体高度值(W代表万次)
Figure BDA0002876558120000211
在准静态压缩试验中，当轴向载荷达到1.54KN时，假体样品依然保持完整的结构和粘弹性，此时假体的应变约50％。当载荷达到3.5KN时，尽管假体轴向应变已经超过60％，但假体依然未出现结构破坏，这个数值完全满足人体颈椎间盘的最大负荷破坏强度。假体轴向压缩的应力-应变曲线呈现“J”型曲线，这是典型的软生物组织，如关节纤维软骨和椎间盘的力学曲线。这种类型的压缩曲线可以分为两段，即压缩初期的坡脚段和压缩后期的线性段，坡脚段向上凹度代表在低水平应变范围内，椎间盘具有较高的灵活性[113]。在曲线的线性段，随着压缩应变增大，假体的模量也逐渐增大。对于纤维环，在压缩的整个过程中，坡脚段代表了基质的性质和纤维的取向重新排列决定，轴向的压缩使纤维束逐渐拉直，在横向上重新定向。如果继续压缩，内部纤维逐渐变直，纤维成分对整体结构的力学影响权重逐渐增加，在应力-应变曲线上呈现为较陡的线性区域。这种“应变-增强”的结构-力学特性对脊柱既具有力学稳定性，又能保持一定的灵活性，即椎间盘能容许该节段在较低负荷下的灵活性，同时限制其在较高负荷下的过度活动。
鉴于人体颈椎的最大负载大约是150N，而使假体发生50％应变时的载荷为1.54kN，我们选取了1500～150N作为疲劳试验动态循环载荷范围。测试的假体在经过500万次正弦循环压缩载荷加载后，没有发生结构断裂和纤维外露。尽管高度值下降了1.7mm，但在压力卸载后，假体又通过水凝胶的水合溶胀作用基本恢复了原有的高度值。
实施例3：
本实施例的预制支架与实施例1相同；
本实施例的水凝胶预聚液与实施例1基本相同，区别是水和铝溶胶混合液中含铝溶胶重量份数为80％；
本实施例的效果如图25～图28所示
表6人体颈椎间盘与人工颈椎间盘轴向压缩曲线分段对比
Figure BDA0002876558120000221
剪切刚度37.5±5N/mm(人体颈椎间盘压缩剪切的刚度值为83-181N/mm)
图27中natural disc代表人体颈椎间盘蠕变区间，AIDs代表人工颈椎间盘假体蠕变曲线
在载荷增加的“瞬时”阶段(5s)，假体的高度损失为12.8％(范围11.7-14.1％)(人体颈椎间盘为5.6％(范围2.5-12.1％))，2h末的蠕变量为33.8％(范围31.4-35.1％)，较人体颈椎间盘标本大(人体颈椎间盘2h末压缩蠕变量为14.5％(6.3—26.1％))。
应力松弛速率随时间逐渐降低，并逐渐趋于平衡，2h末的应力松弛量为109.15±5.53N。
新型聚丙烯酸水凝胶基质材料的体外生物相容性评价：
2.1制备聚丙烯酸双重交联水凝胶样品
称量丙烯酸0.1g，N，N-二甲基丙烯酰胺0.5g，加入到2g的水和铝溶胶混合液中(其中铝溶胶0.1-0.8g)，磁力搅拌10分钟。然后在N，N-甲基双丙烯酰胺(Sigma，146072)溶液中加入0.1wt％N，N-亚甲基双丙烯酰胺作为双重交联剂。然后加入2，2'-二乙氧基苯乙酮2μL作为水凝胶聚合的光引发剂，配成水凝胶预聚液。将预聚液倒入6孔板中，用365nm波长的紫外灯光照引发聚合，其聚合过程为1小时。制备好的水凝胶样品置于盛有生理盐水的烧杯中反复浸泡、洗涤并冲洗3天。
2.2提取聚丙烯酸双重交联水凝胶浸提液
配置α-MEM培养基，向其中加入青霉素(100mg/L)、链霉素(100mg/L)与10％胎牛血清，混合后置于4℃冰箱保存。
将消毒后的水凝胶样品密闭放置于无菌PBS中，置于120℃环境下灭菌2h。将水凝胶样品取出置于六孔板内，向每孔加入6ml培养基，将六孔板置于37℃，5％CO2的细胞培养箱内孵育24h，收集浸提液并置于4℃冰箱保存。
2.3复苏L929细胞
将前期冻存的L-929细胞在37℃下解冻复苏并转移至培养皿中，将培养皿置于37℃，5％CO2的细胞培养箱内培养，待细胞长满培养皿底部后进行细胞传代培养。
L-929细胞接种96孔板(对照组30孔，两个实验组各30孔，共接种90孔，每个测量时间点每组检测样本量为6孔)，吸去培养皿内的培养基，用无菌PBS冲洗2次，去除未贴壁的细胞；向培养皿中加入1ml0.25％胰蛋白酶消化细胞，轻轻摇晃培养皿，在倒置相差显微镜下观察消化的程度，待多数细胞变圆脱壁后加入配好的含10％新鲜FCS的α-MEM培养基终止消化，并进行吹打；将上述含细胞的悬液转移至15ml无菌离心管，以1000r/min离心5min。除去上清，向离心管中加入含10％新鲜FCS的α-MEM培养液并吹打使细胞重悬。吸取15μL细胞悬液滴加至细胞计数板计数，根据计数结果将悬液的细胞浓度调试至适当浓度。按照2×103/孔细胞悬液接种于96孔培养板中，放置在37℃、5％CO2恒温培养箱培养12h，待L929细胞贴壁后，吸取上清液，向96孔中分别加入各待测材料浸提液及α-MEM培养液。2d换液。
2.4CCK-8试剂检测细胞毒性
分别于培养1d、2d、3d、4d和5d，自每孔中分别吸取20μL培养液，并加入20μLCCK-8试剂，然后轻轻敲击培养板使试剂混匀，将培养板置于37℃、5％CO2培养箱内继续培养2h。取出培养板置于酶联免疫检测仪内，选择450nm波长，在酶联免疫检测仪上测定各孔吸光值A，记录结果。参考对照组各孔的A值，根据下式求出实验组各孔的增殖率：P％＝各浓度组A均值/对照组A均值×100％。然后参考细胞毒性评级标准评价水凝胶材料浸提液的细胞毒性，细胞毒性评级标准见表6。
表6细胞增殖百分比与细胞毒性等级的对应关系
Figure BDA0002876558120000251
3结果
3.1细胞形态
水凝胶材料浸提液培养条件下，L929细胞的显微镜下细胞形态呈长梭形，细胞伸展充分，与标准培养基条件下细胞状态相比，无明显差别(图25)
3.2L929细胞增殖活性
水凝胶材料浸提液培养条件下1d至5d，L929细胞增值率(P％)见表7。图30可见，与对照组的标准培养基相比，水凝胶浸提液培养条件下3d后L929细胞活性较培养1d时明显增加，且差异有统计学意义(p＜0.05)；水凝胶浸提液培养条件下5d后L929细胞活性较培养1d和3d时均明显增加，且具有极显著差异(p＜0.01，p＜0.01)。综合实验组与对照组结果得到细胞增殖率，在材料浸提液培养条件下培养1d、2d、3d、4d和5d，L929细胞增殖率均在80％以上(图31)，参考细胞毒性评级标准，两种水凝胶材料的毒性均为0级，可以认为无细胞毒性。
图30水凝胶材料浸提液下L929细胞增殖活性(吸光值Ae反映细胞活性，control代表对照组，hydrogel代表水凝胶浸提液组，**p＜0.01，*p＜0.05)
图31水凝胶材料浸提液下L929细胞生存率曲线(Hydrogel1代表100％浸提液浓度，Hydrogel2代表50％浸提液浓度，Ac/Ae代表增值率)
表7凝胶浸提液下L929细胞增殖率(凝胶1代表100％浸提液浓度，凝胶2代表50％浸提液浓度)
Figure BDA0002876558120000261
本实验着重研究了聚丙烯酸双重交联水凝胶的材料浸提液对L929细胞的生长和增殖的影响。研究结果表明，随着培养时间的增加，用聚丙烯酸双重交联水凝胶的浸提液培养的L929细胞状态良好，与标准培养基培养的结果相比较细胞形态无明显差异。应用CCK-8试剂对两种培养条件下L929细胞的增殖活性进行定量分析，结果显示浸提液培养条件下细胞的增值率均在80％以上。因此，可以认为新型聚丙烯酸双重交联水凝胶无细胞毒性，满足生物相容性的基本要求。

Claims (1)

1.一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘，所述的基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘包括预制支架和填充在预制支架中的水凝胶预聚液；其特征在于，所述的预制支架为微米玻璃纤维材质的三维管状玻纤支架；
所述的三维管状玻纤支架包括纤维网格部分和空腔部分；
所述的水凝胶预聚液包括水凝胶预聚液Ⅰ和水凝胶预聚液Ⅱ；
所述的水凝胶预聚液Ⅰ由丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺、水和铝溶胶混合液、N，N-亚甲基双丙烯酰胺和2，2'-二乙氧基苯乙酮制备而成；
所述的水凝胶预聚液Ⅱ由丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺、水和铝溶胶混合液、N，N-亚甲基双丙烯酰胺和过硫酸钾制备而成；所述的丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺和水和铝溶胶混合液的质量比为1：5：20；
所述的水凝胶预聚液Ⅰ填充在三维管状玻纤支架的纤维网格部分，水凝胶预聚液Ⅱ填充在三维管状玻纤支架的空腔部分；
填充在三维管状玻纤支架的纤维网格部分的水凝胶预聚液Ⅰ和填充在三维管状玻纤支架的空腔部分的水凝胶预聚液Ⅱ的体积比为16：9；
所述的预制支架为微米玻璃纤维材质的三维管状玻纤支架时，制备方法如下：
步骤一：制备三维管状玻纤支架；
步骤二：制备水凝胶预聚液Ⅰ和水凝胶预聚液Ⅱ；
步骤2.1：将丙烯酸和N，N-二甲基丙烯酰胺加入到水和铝溶胶混合液中，磁力搅拌后制得N，N-甲基双丙烯酰胺溶液；
所述的丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺和水和铝溶胶混合液的质量比为1：5：20；
水和铝溶胶混合液中含铝溶胶重量份数为50％～80％；
步骤2.2：然后向N，N-甲基双丙烯酰胺溶液中加入0.1wt％N，N-亚甲基双丙烯酰胺，然后加入2，2'-二乙氧基苯乙酮，制得水凝胶预聚液Ⅰ；
步骤2.3：将丙烯酸和N，N-二甲基丙烯酰胺加入到水和铝溶胶混合液中，磁力搅拌后制得N，N-甲基双丙烯酰胺溶液；
所述的丙烯酸、N，N-二甲基丙烯酰胺和水和铝溶胶混合液的质量比为1：5：20；
水和铝溶胶混合液中含铝溶胶重量份数为50％～80％；
步骤2.4：然后向N，N-甲基双丙烯酰胺溶液中加入0.1wt％N，N-亚甲基双丙烯酰胺，然后加入过硫酸钾，制得水凝胶预聚液Ⅱ；
步骤三：将步骤二中制得的凝胶预聚液Ⅰ和水凝胶预聚液Ⅱ填充在步骤一中制得的三维管状玻纤支架中，制得基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘；
将水凝胶预聚液Ⅰ注入到三维管状玻纤支架的纤维网格部分中，并将注入了水凝胶预聚液Ⅰ的三维管状玻纤支架置于模具中，烘箱密封加热，待水凝胶预聚液Ⅰ固化形成纤维环预制体，将纤维环预制体切割成合适高度；
将上一步制备的纤维环预制体置于提前构建的椎间盘模具中，然后将水凝胶预聚液Ⅱ灌入三维管状玻纤支架的空腔部分中，紫外灯光照引发聚合，其聚合过程为1小时，最后将凝胶从模具中取出，放入去离子水中浸泡3天，将残留的没有发生聚合的丙烯酸单体置换去除，制备得到基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘；
所述的三维管状玻纤支架制备方法如下：
三维管状玻纤支架用微米玻璃纤维由三维编织机按照筒形旋转法编织而成，编织机采用旋转法角轮驱动携纱器运动，在空间形成三维编织结构，携纱器的运动使得编织纱形成编织物的一个花节，重复以上运动步骤，编织纱互相交织，从而完成一定长度的三维管状玻纤支架。
CN202011622767.XA 2020-12-31 2020-12-31 一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘及其制备方法 Active CN112826986B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202011622767.XA CN112826986B (zh) 2020-12-31 2020-12-31 一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘及其制备方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202011622767.XA CN112826986B (zh) 2020-12-31 2020-12-31 一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘及其制备方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN112826986A CN112826986A (zh) 2021-05-25
CN112826986B true CN112826986B (zh) 2022-12-06

Family

ID=75924240

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202011622767.XA Active CN112826986B (zh) 2020-12-31 2020-12-31 一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘及其制备方法

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN112826986B (zh)

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE60115254T2 (de) * 2000-08-30 2006-08-10 SDGI Holdings, Inc., Wilmington Bandscheibenkern-Implantate
CN100434049C (zh) * 2005-03-14 2008-11-19 西安交通大学 双层仿生颈椎间盘假体及其制造方法
US20060276900A1 (en) * 2005-06-01 2006-12-07 Carpenter Clyde T Anatomic total disc replacement
ITTO20050481A1 (it) * 2005-07-13 2007-01-14 Consiglio Nazionale Ricerche Protesi totale biomimetica composta di disco intervertebrale
WO2008039530A2 (en) * 2006-09-27 2008-04-03 Government Of The United States Of America As Represented By The Secretary, Department Of Health And Human Services Cell-nanofiber composite and cell-nanofiber-hydrogel composite amalgam based engineered intervertebral disc
US20090149958A1 (en) * 2007-11-01 2009-06-11 Ann Prewett Structurally reinforced spinal nucleus implants
CN106581750B (zh) * 2016-12-30 2019-11-29 南充市中心医院 一种高性能人工椎间盘支架及其制备方法

Also Published As

Publication number Publication date
CN112826986A (zh) 2021-05-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Dong et al. Application of TPMS structure in bone regeneration
Wu et al. Living nano-micro fibrous woven fabric/hydrogel composite scaffolds for heart valve engineering
Bosworth et al. State of the art composites comprising electrospun fibres coupled with hydrogels: a review
Tang et al. Potential of PVA-doped bacterial nano-cellulose tubular composites for artificial blood vessels
JP4815554B2 (ja) 免疫中立性の絹繊維を基礎とする医療用具
CN102395329B (zh) 复合物及其用途
US20070041952A1 (en) Three-dimensional fiber scaffolds for tissue engineering
JP2001514551A (ja) 組織移植体
Gloria et al. Dynamic-mechanical properties of a novel composite intervertebral disc prosthesis
Scott et al. Advances in bionanomaterials for bone tissue engineering
WO1996001598A1 (en) Prosthetic devices
EP3706663A1 (en) Triple-network hydrogel implants for repair of cartilage
Shirzad et al. Auxetic metamaterials for bone-implanted medical devices: Recent advances and new perspectives
Wang et al. Biomechanical study on implantable and interventional medical devices
Liu et al. High-resolution 3D printing of angle-ply annulus fibrosus scaffolds for intervertebral disc regeneration
CN112826986B (zh) 一种基于支架强化的水凝胶人工颈椎间盘及其制备方法
JP4915004B2 (ja) 生分解性樹脂複合材料により構成される組織再生用足場（スカフォールド）
Bakhtiari et al. Fatigue behaviour of load-bearing polymeric bone scaffolds: A review
Pei et al. The application of fiber-reinforced materials in disc repair
CN105310802B (zh) 人工椎间盘及其制备方法
Antolinos-Turpín et al. Macroporous thin membranes for cell transplant in regenerative medicine
Zhang et al. Preliminary study of a novel nanofiber-based valve integrated tubular graft as an alternative for a pulmonary valved artery
Moutos Biomimetic Composite Scaffolds for the Functional Tissue Engineering of
김경회 In vitro characterization of a novel human acellular dermal matrix (BellaCell HD) for breast reconstruction
Blazewicz et al. Chemically and physically functionalized carbon composites–a prospective material for tissue treatment

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
CB03 Change of inventor or designer information
CB03 Change of inventor or designer information

Inventor after: Lu Changbo

Inventor after: Lei Wei

Inventor after: Liu Mingjie

Inventor after: Yan Hao

Inventor after: Zhang Yang

Inventor after: Huang Xinyi

Inventor after: Qiu Haiyang

Inventor after: Yang Xiaojiang

Inventor before: Lei Wei

Inventor before: Lu Changbo

Inventor before: Liu Mingjie

Inventor before: Yan Hao

Inventor before: Zhang Yang

Inventor before: Huang Xinyi

Inventor before: Qiu Haiyang

Inventor before: Yang Xiaojiang