CN113274550A - 一种具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架及其制备方法 - Google Patents

一种具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架及其制备方法 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架及其制备方法。此血管化骨仿生多功能组织工程支架主要包含HA@PLA支架、GelMA、DFO‑NPs和MnCO四种组分。通过3D打印技术和表面涂层的方式制备HA@PLA支架，再将GelMA预聚物、MnCO和DFO‑NPs混合溶液注入支架，经过UV光交联得到仿生多功能复合支架，由以上组分结合制得的仿生多功能复合支架，由于MnCO和DFO‑NPs的释放，通过消炎和促进血管形成从而能够更好的促进骨修复，为现今大节段骨缺损修复的临床治疗方案提供理论基础与技术支持。

Description

一种具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架及其 制备方法
技术领域
本发明属于生物材料技术领域，具体涉及具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架及其制备方法。
背景技术
骨具有强大的自我修复的能力，但无法完全修复大节段骨缺损。全世界每年骨缺损的患者数以千万计，因肿瘤和创伤而造成的大体积骨缺损是临床上进行骨修复和移植的主要原因。骨移植手术的最佳材料是自体骨，但是自体骨来源有限，而且会增加患者的痛苦，难以满足现实需求。而骨组织工程支架的出现，为该类手术提供了更多样的修复材料。近年来，骨组织工程频频取得新的成果，支架材料的制备以及其制备的方法也成为研究的主要方向之一。但在大节段骨缺损修复过程中，存在血液供应不足，骨组织工程支架在种植体周围引起异物反应，引发炎症从而导致骨缺损的愈合时间延长的问题。
3D打印的出现有效弥补了传统工艺的不足，并且在骨组织工程支架成型中得到广泛应用。3D打印技术在支架制造中应用时，不仅可以精确定制患者特定的宏观尺度支架几何形状，还可以控制和优化微观尺度的多孔结构（Y. Yan et al. Biomaterials, 2019,97–110）。PLA材料因其优异的生物相容性、生物降解性、机械性能和易加工性而成为最适合用于制备组织工程支架的材料之一。然而，PLA具有亲水性低，细胞对支架的亲和力差等局限性。为了解决这个问题，多采用表面涂层等方法提高PLA支架的生物活性。
DFO是一种经过食品药品监督管理局（FDA）批准用于临床使用的铁螯合剂。研究表明，DFO可以通过激活HIF-α通路，从而促进血管化和骨髓间充质干细胞向成骨细胞分化。然而DFO作为一种小的水溶性分子，直接注射容易失活，并且在体内降解迅速。因此，有必要研发一种能使DFO在体内持续释放的给药系统 （X. Han et al. Bioactive Materials,2021, 1639–1652）。GelMA是一种常用的由明胶改性而成的光交联水凝胶，具有低的抗原性、良好的生物相容性和生物降解能力。近年来GelMA水凝胶已被证明在骨、软骨、心肌、血管等组织再生方面的独特优势，并且在基础细胞研究、细胞信号转导、药物控释及生物感应等领域亦取得了较好的结果。所以，将DFO-NPs与GelMA水凝胶结合是一种潜在的实现DFO缓慢释放的方法。最后，我们考虑到骨组织工程支架在种植体周围引起异物反应，引发炎症从而导致骨缺损的愈合时间延长的问题。设想向体系中加入能释放一氧化碳气体的材料，通过一氧化碳调控炎症反应，从而缩短骨缺损愈合时间。因此，本发明提供一种具有抗炎及修复作用的血管化骨仿生多功能3D打印支架及其制备方法，基于以上材料的优势设计出一种新型仿生多功能支架，通过消炎和促进血管的形成更好的促进骨修复，为组织工程领域发展提供了新思路，在大节段骨缺损修复的临床治疗具有很大的应用前景。
发明内容
本发明解决的目的在于提供一种具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架及其制备方法。这种复合支架具有与天然骨类似的结构，其梯度孔径能很好的模拟了皮质骨和松质骨结构。除此之外，MnCO的加入使得支架能极大的减轻植入部位处的炎症反应，更好的促进骨整合。DFO-NPs的缓慢释放能产生局部缺氧环境，促进血管形成。同时血管的快速形成能促进营养物质扩散，细胞增殖和新骨生长，从而促进骨缺损愈合。该仿生支架有望解决大节段骨缺损修复过程中血液供应不足和骨组织工程支架在种植体周围引起异物反应，引发炎症从而导致骨缺损的愈合时间延长的问题。
为实现上述发明目的，本发明采用如下技术方案：
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备具有梯度孔径的仿生PLA支架。
（3）将PLA支架碱处理后浸泡在HA乙醇溶液中，得到HA@PLA支架。
（4）GelMA的制备。
（5）利用W1/O/W2双重乳液溶剂蒸发法制备DFO-NPs。
（6）将不同浓度的MnCO甲醇溶液，不同体积分数的DFO-NPs溶液与GelMA预聚物溶液充分混合。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入一定浓度的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射不同时间。
优选地，步骤（2）中所述的梯度孔径分别为400~600 μm和800~1000 μm。更优选的，梯度孔径分别为350~550 μm和850~950 μm。
优选地，步骤（3）中进行HA涂层的方法为：在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为11~13的氨水溶液中以170~185 rpm的速度搅拌3~6 h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以170~185 rpm的速度搅拌1~2 h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声2~4 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。更优选的，在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为12~13的氨水溶液中以175~180 rpm的速度搅拌4~5 h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以175~180 rpm的速度搅拌1.5~2 h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声2~3 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。
优选地，步骤（4）中所述的GelMA的制备方法为：称取10 g明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于45~55 °C温浴下搅拌0.5~1.5 h至完全溶解。将8 mL MA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌1.5~2.5 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌10~15 min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为12000~14000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。更优选的，GelMA的制备方法为：称取10 g明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于40~55 °C温浴下搅拌1~1.5 h至完全溶解。将8 mLMA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌2~2.5 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌12~15min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为12000~14000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。
优选地，步骤（5）中所述的DFO-NPs的制备方法为：称取111.2 mg DFO溶解于20 mL1.5~2.5%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.1~0.3%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，最后将混合溶液搅拌3.5~4.5 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在12000~13000rpm下离心10~12 min，收集得到DFO-NPs。更优选的，DFO-NPs的制备方法为：称取111.2 mgDFO溶解于20 mL 2.0~2.5%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.1~0.2%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌4~4.5 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在12500~13000 rpm 下离心11~12 min，收集得到DFO-NPs。
优选地，步骤（6）复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度范围为0.5~1.5 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为8~12%（V/V）。更优选的，复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度范围为1.0~1.5 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为9~11%（V/V）。
优选地，步骤（7）中光引发剂的浓度范围为0.5~2.0%（W/V）。更优选的，光引发剂的浓度范围为1.0~2.0%（W/V）。
优选地，步骤（8）中UV光的照射时间为0.5~2 h。更优选的，UV光的照射时间为1~2h。
与现有技术相比，本发明通过3D打印技术打印制备了具有梯度孔结构的PLA支架，很好地模拟了天然骨结构；通过浸泡方式在PLA支架表面覆盖HA涂层，得到的HA@PLA 支架具有良好的亲水性、生物相容性和足够的力学性能。将DFO-NPs、MnCO和GelMA水凝胶混合后注入到HA@PLA 支架多孔内部，得到复合支架具有多层次结构。其中GelMA水凝胶既作为载体引入功能纳米材料，也可基于自身良好的生物相容性，诱导细胞贴附，三维生长。更有意义的是，随着MnCO和DFO-NPs的释放，MnCO与炎症环境中的过氧化氢反应产生CO和Mn2O3，CO能够很好的消炎，同时Mn2O3会氧化GSH，产生Mn2+，从而激活HIF-1α通道，与DFO协同促进血管化，通过消炎和血管形成从而能够更好的促进骨修复，为现今大节段骨缺损的临床治疗方案提供技术支持。本发明具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架制备方法简单，得到的仿生多功能组织工程支架综合性能好。
附图说明
图1为实施例1制备的HA@PLA支架的形貌图和外观图；A：SEM形貌图；B：高倍镜下的SEM形貌图；C：外观图；
由外观图C可知，制备的HA@PLA支架具有梯度孔径结构，支架内部的孔径较大，外边缘的孔径较小，这种结构能很好的仿生天然骨结构。其中大孔径仿生松质骨结构，小孔径仿生皮质骨结构。由图A可知，从左到右分别是支架不同区域的SEM，其中支架边缘的孔径在900 μm左右，支架内部的孔径在500 μm左右，通过SEM能更好的看清支架的这种梯度多孔结构。由图B可知，在高倍镜下，可以看见PLA支架表面均匀的覆盖了一层HA纳米粒子；
图2为实施例1制备的HA@PLA支架的接触角测试；上面为HA@PLA支架500 μm孔径处的接触角图，下面为HA@PLA支架900 μm孔径处的接触角图；
由图2可知，在支架500 μm孔径处的接触角为35.55±3.56°，900 μm孔径处的接触角为0°，证明HA@PLA支架具有很好的亲水性，并且在支架不同位置，孔径越大，接触角越小，证明这种多孔结构能提高材料的亲水性；
图3为实施例1制备的HA@PLA支架的力学性能分析图；
由图3可知，HA@PLA支架的压缩模量为1.23 ± 0.01 GPa，压缩强度为71.22 ±0.35 Mpa，证明HA@PLA支架具有与天然骨类似的的力学强度和模量，能够骨修复时需要的满足承重要求；
图4为实施例1制备的DFO-NPs/MnCO-GelMA的形貌图；DFO-NPs：DFO纳米粒子；MnCO：羰基锰；
由图4可知，DFO-NPs/MnCO-GelMA具有高度多孔结构，这种结构有利于营养物质和氧气的输送，从而为细胞增殖提供一个适宜的环境。在高倍镜下，可以看见呈现球状的DFO-NPs和片层状的MnCO，证明这两种粒子被成功包裹进了水凝胶当中；
图5为实施例1制备的DFO-NPs/MnCO-GelMA-HA@PLA复合支架的外观图和形貌图；A：外观图；B：形貌图；
由图A可知，HA@PLA支架的多孔内部填充满了水凝胶，由图B可知，水凝胶与支架结合紧密，证明了这种复合支架的成功合成；
图6为实施例1制备的DFO-NPs/MnCO-GelMA-HA@PLA复合支架的生物相容性验证其中GelMA-HA@PLA命名为GP，DFO-NPs-GelMA-HA@PLA命名为MGP，MnCO-GelMA-HA@PLA命名为MGP，DFO-NPs/MnCO-GelMA-HA@PLA命名为DMGP；
由图6可知，将四种支架分别与MSC共培养1，3，7天后，对细胞进行死活染色，随着时间的增加，细胞的数量在不断的增加，证明这四种支架都具有很好的生物相容性，不会影响细胞的增殖；
图7为实施例1制备的DFO-NPs/MnCO-GelMA-HA@PLA复合支架的CO生成能力验证；
由图7可知，利用脱氧血红蛋白法炎症支架的CO生成能力，脱氧血红蛋白在410 nm左右具有特征峰，随着时间的延长，复合支架和过氧化氢反应产生CO，CO会与脱氧血红蛋白结合，导致峰强度不断降低，并且有一定的左移；
图8为实施例1制备的DFO-NPs/MnCO-GelMA-HA@PLA复合支架的消炎能力验证；
由图8可知，通过ELISA试剂盒对含有不同羰基锰浓度（0，0.5，1.0，1.5mg/mL）的DMGP支架的消炎能力进行验证。IL-6是一种促炎因子，IL-6的浓度越高，证明炎症越强，由图可知，随着MnCO浓度的增加，上清液中IL-6的浓度越低，证明支架的消炎能力越强；
图9为实施例1制备的DFO-NPs/MnCO-GelMA-HA@PLA复合支架的血管化能力验证；
由图9可知，利用q-PCT测试不同支架的血管化能力，VEGF和HIF-1α是两种和血管生成密切相关的基因，将人血管内皮细胞与四种不同的支架分别共培养3天和7天后，检测上清液中VEGF和HIF-1α的含量。由图可知，随着时间的延长，上清液中的VEGF和HIF-1α的含量也在不断增加，其中与GP支架相比，DGP，MGP和DMGP支架组别的上清液中VEGF和HIF-1α的含量更高，证明DFO和MnCO的加入使支架具有一定的血管化的能力，并且DMGP支架促进血管生成的能力最强，证明DFO和MnCO在促进血管化时具有协同效应；
图10为实施例1制备的DFO-NPs/MnCO-GelMA-HA@PLA复合支架的促进成骨性能验证；
由图10可知，四种支架的ALP染色都呈现阳性，与GP支架相比，DGP，MGP和DMGP支架促进成骨的能力更强，其中DGP和MGP支架促成成骨的能力相当，证明DFO和MnCO的加入使支架具有一定的成骨能力，DMGP支架促进成骨的能力最强，证明DFO和MnCO在促进骨再生时具有协同效应。
具体实施方案
为了进一步理解本发明，下面结合实施例对本发明优选实施方案进行描述，但是应当理解，这些描述只是为进一步说明本发明的特征和优点，而不是对本发明权利要求的限制。
本发明实施例公开了一种具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架及其制备方法，包括以下步骤：
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备具有梯度孔径的仿生PLA支架。
（3）将PLA支架碱处理后浸泡在HA乙醇溶液中，得到HA@PLA支架。
（4）GelMA的制备。
（5）利用W1/O/W2双重乳液溶剂蒸发法制备DFO-NPs。
（6）将不同浓度的MnCO甲醇溶液，不同体积分数的DFO-NPs溶液与GelMA预聚物溶液充分混合。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入一定浓度的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射不同时间。
实施例1
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备梯度孔径分别为500 μm和900 μm的仿生PLA支架。（3）在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为12的氨水溶液中以180 rpm的速度搅拌4 h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以180 rpm的速度搅拌1.5h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声3 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。
（4）称取10 g明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于45 °C温浴下搅拌1 h至完全溶解。将8 mL MA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌2 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌15min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为12000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。
（5）称取111.2 mg DFO溶解于20 mL 2.0%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.1%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌4 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在13000 rpm下离心11 min，收集得到DFO-NPs。
（6）复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度为1.5 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为9%（V/V）。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入0.5%（W/V）的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射1 h。
实施例2
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备梯度孔径分别为400 μm和800 μm 的仿生PLA支架。
（3）在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为12的氨水溶液中以175 rpm的速度搅拌4h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以180 rpm的速度搅拌2 h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声3 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。
（4）称取10 g明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于50 °C温浴下搅拌1 h至完全溶解。将8 mL MA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌1.5 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌15 min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为14000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。
（5）称取111.2 mg DFO溶解于20 mL 1.5%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.1%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌3.5 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在12000 rpm下离心10 min，收集得到DFO-NPs。
（6）复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度为0.5 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为10%（V/V）。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入1.0%（W/V）的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射1 h。
实施例3
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备梯度孔径分别为450 μm和850 μm的仿生PLA支架。
（3）在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为12的氨水溶液中以180 rpm的速度搅拌4h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以180 rpm的速度搅拌1.5 h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声3 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。
（4）称取10 g明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于45 °C温浴下搅拌1 h至完全溶解。将8 mL MA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌2 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌15min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为12000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。
（5）称取111.2 mg DFO溶解于20 mL 2.0%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.1%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌4 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在13000 rpm下离心11 min，收集得到DFO-NPs。
（6）复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度为1.0 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为9%（V/V）。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入0.5%（W/V）的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射1 h。
实施例4
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备梯度孔径分别为550 μm和950 μm的仿生PLA支架。
（3）在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为11的氨水溶液中以180 rpm的速度搅拌6h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以180 rpm的速度搅拌1 h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声3 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。
（4）称取10 g明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于50 °C温浴下搅拌1.5 h至完全溶解。将8 mL MA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌2.5 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌15 min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为13000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。
（5）称取111.2 mg DFO溶解于20 mL 2.0%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.2%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌3.5 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在13000 rpm下离心11 min，收集得到DFO-NPs。
（6）复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度为1.0 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为12%（V/V）。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入1.0%（W/V）的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射0.5 h。
实施例5
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备梯度孔径分别为600 μm和950 μm的仿生PLA支架。
（3）在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为12的氨水溶液中以180 rpm的速度搅拌6h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以185 rpm的速度搅拌2 h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声3 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。
（4）称取10 g明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于50 °C温浴下搅拌1.5 h至完全溶解。将8 mL MA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌1.5 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌15 min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为14000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。
（5）称取111.2 mg DFO溶解于20 mL 2.0%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.2%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌3.5 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在13000 rpm下离心12 min，收集得到DFO-NPs。
（6）复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度为1.5 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为12%（V/V）。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入1.0%（W/V）的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射2h。
实施例6
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备梯度孔径分别为600 μm和1000 μm的仿生PLA支架。
（3）在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为11的氨水溶液中以180 rpm的速度搅拌5h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以185 rpm的速度搅拌1 h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声4 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。
（4）称取10 g 明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于45°C温浴下搅拌1 h至完全溶解。将8 mL MA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌1.5 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌15 min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为14000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。
（5）称取111.2 mg DFO溶解于20 mL 2.5%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.3%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌3.5 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在13000 rpm下离心11 min，收集得到DFO-NPs。
（6）复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度为1.5 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为12%（V/V）。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入1.0%（W/V）的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射2 h。
实施例7
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备梯度孔径分别为600 μm和900 μm的仿生PLA支架。
（3）在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为11的氨水溶液中以180 rpm的速度搅拌5h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以185 rpm的速度搅拌1 h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声4 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。
（4）称取10 g 明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于45 °C温浴下搅拌1 h至完全溶解。将8 mL MA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌1.5 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌15 min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为14000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。
（5）称取111.2 mg DFO溶解于20 mL 2.5%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.3%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌3.5 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在13000 rpm下离心12 min，收集得到DFO-NPs。
（6）复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度为1.5 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为12%（V/V）。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入1.0%（W/V）的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射2 h。
对比例1
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备梯度孔径分别为500 μm和900 μm的仿生PLA支架。
（3）在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为12的氨水溶液中以180 rpm的速度搅拌4h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以180 rpm的速度搅拌1.5 h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声3 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。
（4）称取10 g 明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于45 °C温浴下搅拌1 h至完全溶解。将8 mL MA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌2 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌15 min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为12000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。
（5）称取111.2 mg DFO溶解于20 mL 2.0%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.1%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌4 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在13000 rpm下离心11 min，收集得到DFO-NPs。
（6）复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度为0.5 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为9%（V/V）。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入0.5%（W/V）的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射1 h。
对比例2
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过AutoCAD、3DSMAX等建模软件建模，得到三维模型。
（2）利用FDM技术，通过3D打印机制备梯度孔径分别为500 μm和900 μm的PLA支架。
（3）在室温下，将PLA支架浸泡在pH值为12的氨水溶液中以180 rpm的速度搅拌4h，然后将碱处理后的PLA支架浸泡在浓度为1%（W/V）的HA乙醇溶液中以180 rpm的速度搅拌1.5 h，再将PLA支架置于无水乙醇中超声3 min以去除支架表面多余的HA，最后在室温下风干。
（4）称取10 g 明胶溶解在100 mL PBS溶液中，于45 °C温浴下搅拌1 h至完全溶解。将8 mL MA缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌2 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌15 min，稀释得到GelMA溶液。将GelMA溶液转移到截留分子量为12000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤。将过滤后的GelMA溶液冷冻干燥后于室温下保存。
（5）称取111.2 mg DFO溶解于20 mL 2.0%（W/V）的PVA溶液中、称取0.5 g PCL溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.1%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌4 h以去除有机溶剂再最后将混合溶液在13000 rpm下离心11 min，收集得到DFO-NPs。
（6）复合GelMA预聚物溶液中MnCO的浓度为1.5 mg/mL，DFO-NPs的体积分数范围为12%（V/V）。
（7）在步骤（6）制得的GelMA复合溶液中加入0.5%（W/V）的光引发剂2959，以实现光交联。
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到具有HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射1h。
对比例1中调整MnCO浓度的大小，与实施例1相比，同样GelMA预聚物溶液浓度、DFO-NPs体积分数、UV光交联时间，MnCO浓度越大，对应的消炎性能越强。
对比例2中调整DFO-NPs体积分数的大小，与实施例1相比，同样GelMA预聚物溶液浓度、MnCO浓度、UV光交联时间，DFO-NPs体积分数越大，对应的血管形成能力和骨再生能力越强。
以上实施例说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想。应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以对本发明进行若干改进和修饰，这些改进和修饰也落入本发明权利要求的保护范围内。
对所公开的实施例的上述说明，是本领域专业技术人员能够实现或使用本发明。对这些实施例的多种修改对本领域的专业技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本发明的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本发明将不会被限制于本文所示的这些实施例，而是要符合与本文所公开的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。

Claims (9)

1.一种具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架的制备方法，其特征在于：
（1）模拟天然骨的皮质骨松质骨结构通过建模软件建模，得到三维模型；
（2）利用熔融沉积成型技术，通过3D打印机制备具有梯度孔径的仿生聚乳酸支架；
（3）将仿生聚乳酸支架碱处理后浸泡在羟基磷灰石乙醇溶液中，得到具有HA涂层的HA@PLA支架；
（4）制备甲基丙烯酸改性明胶；
（5）利用水包油包水双重乳液溶剂蒸发法制备去铁胺纳米粒子；
（6）将不同浓度的羰基锰甲醇溶液，不同体积分数的铁胺纳米粒子溶液与甲基丙烯酸改性明胶溶液充分混合得到复合溶液；
（7）在步骤（6）制得的复合溶液中加入光引发剂得到混合溶液；
（8）将步骤（7）得到的混合溶液注入到步骤（3）HA@PLA支架孔隙中，置于UV光下照射得到具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于：步骤（2）中所述的梯度孔径分别为400~600μm和800~1000 μm。
3.根据权利要求1所述的制备方法，其特征在于：步骤（3）具体操作为：在室温下，将仿生聚乳酸支架浸泡在pH值为11~13的氨水溶液中以170~185 rpm的速度搅拌3~6 h，然后将碱处理后的仿生聚乳酸支架浸泡在浓度为1%（W/V）的羟基磷灰石乙醇溶液中以170~185rpm的速度搅拌1~2 h，再将仿生聚乳酸支架置于无水乙醇中超声2~4 min以去除支架表面多余的羟基磷灰石，最后在室温下风干。
4.根据权利要求1所述的制备方法，其特征在于：步骤（4）中所述的甲基丙烯酸改性明胶的制备方法为：称取10 g明胶溶解在100 mL磷酸盐缓冲液溶液中，于45~55°C温浴下搅拌0.5~1.5 h至完全溶解；将8 mL甲基丙烯酰胺缓慢滴加到明胶溶液中，搅拌1.5~2.5 h后，加入92 mL同一温度的PBS溶液继续搅拌10~15 min，稀释得到甲基丙烯酸改性明胶溶液；将甲基丙烯酸改性明胶溶液转移到截留分子量为12000~14000的透析袋中，置于去离子水中透析后过滤，将过滤后的甲基丙烯酸改性明胶溶液冷冻干燥后于室温下保存。
5.根据权利要求1所述的制备方法，其特征在于：步骤（5）中所述的去铁胺纳米粒子的制备方法为：称取111.2 mg 去铁胺溶解于20 mL 1.5~2.5%（W/V）的聚乙烯醇溶液中、称取0.5 g聚已内酯溶解于10 mL二氯甲烷中，将上述两溶液充分混合后，使用细胞破碎仪得到乳化液；将乳化液倒入60 mL 0.1~0.3%（W/V）的PVA溶液中重新乳化，再将混合溶液搅拌3.5~4.5 h以去除有机溶剂，最后将混合溶液在12000~13000 rpm下离心10~12 min，收集得到去铁胺纳米粒子。
6.根据权利要求1所述的制备方法，其特征在于：步骤（6）所述复合溶液中羰基锰的浓度范围为0.5~1.5 mg/mL，去铁胺纳米粒子的体积分数范围为8~12%（V/V）。
7.根据权利要求1所述的制备方法，其特征在于：步骤（7）所述混合溶液中光引发剂的浓度范围为0.5~2.0%（W/V）。
8.根据权利要求1所述的制备方法，其特征在于：步骤（8）中UV光的照射时间为0.5~2h。
9.一种如权利要求1–8任一项所述的制备方法制得的一种具有抗炎作用的血管化骨仿生多功能组织工程支架。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN114515356A (zh) * 2022-03-11 2022-05-20 福州大学 可抗炎促进骨缺损修复的仿生骨组织工程支架制备方法
CN114533968A (zh) * 2022-01-12 2022-05-27 重庆医科大学 一种可血管化支架及制备方法
CN114569789A (zh) * 2022-03-23 2022-06-03 宁波市医疗中心李惠利医院 一种bpn-dfo凝胶支架的制备方法及其应用

Citations (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20060115542A1 (en) * 2001-05-15 2006-06-01 Motterlini Roberto A Therapeutic delivery of carbon monoxide
CN1953822A (zh) * 2004-05-14 2007-04-25 陶氏康宁爱尔兰有限公司 涂料组合物
CN108434462A (zh) * 2018-03-13 2018-08-24 中山大学 一种介孔聚多巴胺负载羰基锰的多功能纳米诊疗剂及其制备方法与应用
CN108525018A (zh) * 2018-05-14 2018-09-14 四川大学 一种基于三维网络支架的高强度水凝胶及其制备方法
CN110101903A (zh) * 2019-04-09 2019-08-09 温州医科大学 一种可诱导低氧的bg复合支架及其应用
CN110742856A (zh) * 2019-10-17 2020-02-04 南京工业大学 靶向递送并消耗大量h2o2的同时释放co的纳米凝胶药物载体、制备方法及其应用
CN111166933A (zh) * 2020-01-10 2020-05-19 苏州诺普再生医学有限公司 一种3d打印可降解高分子支架与光交联水凝胶的复合支架
CN111530415A (zh) * 2020-04-23 2020-08-14 重庆交通大学 一种载铁锰镁层状氢氧化物复合半焦及其制备方法
CN111729129A (zh) * 2020-05-28 2020-10-02 四川大学 光控杂化交联可降解支架的精细化制造及其骨组织工程应用
WO2020211857A1 (zh) * 2019-04-19 2020-10-22 北京大学 用于免疫增强的锰组合物
CN111956801A (zh) * 2020-08-27 2020-11-20 浙江省肿瘤医院 光控释放co和阿霉素的纳米药物系统及其制备和应用
CN112778537A (zh) * 2020-12-31 2021-05-11 深圳市光韵达增材制造研究院 改性明胶及其制备方法、可光固化水溶液及其制备方法
CN112791239A (zh) * 2021-01-14 2021-05-14 浙江大学 一种超仿生软硬组织复合支架的制备方法

Patent Citations (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20060115542A1 (en) * 2001-05-15 2006-06-01 Motterlini Roberto A Therapeutic delivery of carbon monoxide
CN1953822A (zh) * 2004-05-14 2007-04-25 陶氏康宁爱尔兰有限公司 涂料组合物
CN108434462A (zh) * 2018-03-13 2018-08-24 中山大学 一种介孔聚多巴胺负载羰基锰的多功能纳米诊疗剂及其制备方法与应用
CN108525018A (zh) * 2018-05-14 2018-09-14 四川大学 一种基于三维网络支架的高强度水凝胶及其制备方法
CN110101903A (zh) * 2019-04-09 2019-08-09 温州医科大学 一种可诱导低氧的bg复合支架及其应用
WO2020211857A1 (zh) * 2019-04-19 2020-10-22 北京大学 用于免疫增强的锰组合物
CN110742856A (zh) * 2019-10-17 2020-02-04 南京工业大学 靶向递送并消耗大量h2o2的同时释放co的纳米凝胶药物载体、制备方法及其应用
CN111166933A (zh) * 2020-01-10 2020-05-19 苏州诺普再生医学有限公司 一种3d打印可降解高分子支架与光交联水凝胶的复合支架
CN111530415A (zh) * 2020-04-23 2020-08-14 重庆交通大学 一种载铁锰镁层状氢氧化物复合半焦及其制备方法
CN111729129A (zh) * 2020-05-28 2020-10-02 四川大学 光控杂化交联可降解支架的精细化制造及其骨组织工程应用
CN111956801A (zh) * 2020-08-27 2020-11-20 浙江省肿瘤医院 光控释放co和阿霉素的纳米药物系统及其制备和应用
CN112778537A (zh) * 2020-12-31 2021-05-11 深圳市光韵达增材制造研究院 改性明胶及其制备方法、可光固化水溶液及其制备方法
CN112791239A (zh) * 2021-01-14 2021-05-14 浙江大学 一种超仿生软硬组织复合支架的制备方法

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
RENA´TA ORINˇAKOVA ET AL: "A study of cytocompatibility and degradation of iron-based biodegradable materials", 《JOURNAL OF BIOMATERIALS APPLICATIONS》 *
ROBERTO MOTTERLINI ET AL: "Emerging concepts on the anti-inflammatory actions of carbon monoxide-releasing molecules (CO-RMs)", 《MEDICAL GAS RESEARCH》 *

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN114533968A (zh) * 2022-01-12 2022-05-27 重庆医科大学 一种可血管化支架及制备方法
CN114515356A (zh) * 2022-03-11 2022-05-20 福州大学 可抗炎促进骨缺损修复的仿生骨组织工程支架制备方法
CN114569789A (zh) * 2022-03-23 2022-06-03 宁波市医疗中心李惠利医院 一种bpn-dfo凝胶支架的制备方法及其应用

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