CN114470320A - 一种骨粘接剂、其制备方法及应用 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种骨粘接剂、其制备方法及应用，涉及医用材料技术领域。该骨粘接剂通过在聚乙烯醇上接枝左旋多巴，并利用左旋多巴上的酚羟基结合ZIF‑8形成多功能仿生ZIF‑8骨胶水，利用以金属有机骨架ZIF‑8为核心，整合含有大量邻苯二酚结构的左旋多巴(L‑DOPA)分子的湿粘接特性，以生物相容性良好的聚合物聚乙烯醇(PVA)为载体，构建具备良好骨粘接性、生物相容性、成骨特性、可注射性等功能于一体的新型骨胶水(L‑DPZ骨胶水)，能够促进复杂骨折、骨缺损等严重骨创伤的骨粘接和骨愈合过程，具备广泛的临床应用前景。

Description

一种骨粘接剂、其制备方法及应用

技术领域

本发明涉及医用材料技术领域，具体而言，涉及一种骨粘接剂、其制备方法及应用。

背景技术

骨折是最常见的创伤之一，每年危害全球数千万人的健康。其中，严重高位骨折或粉碎性骨折会显著增加手术难度，也会增加延迟愈合和骨愈合不良的发生率。此外，由于创伤或肿瘤等导致的大块骨缺损也是一项长期的临床挑战。

传统技术如使用金属板和螺丝钉，是安全和可用的，但容易引起异物反应或松动，还需要手术更换或移除，延长了手术时间，增加了手术成本和病人的痛苦。因此，作为粘连和拼接复杂骨折的辅助工具的骨粘接剂/骨胶水可能是一种极具吸引力的方法，有可能改变治疗高度粉碎性骨折的手术策略。

近年来，聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、磷酸钙(CPC)、氰基丙烯酸酯(CA)等骨粘接剂被广泛使用。但是，目前的产品仍然存在严重的缺陷，主要表现在以下方面：(1)PMMA与骨的固有粘附性很小，会导致严重的热和化学坏死，以及有毒单体和不可生物吸收；(2)CPC的机械性能较差，暴露在体液中容易塌陷，这会加剧骨骼的破坏；(3)以CA为代表的胶粘剂在体内降解缓慢，不能及时为新生组织生长提供空间。

因此，有必要开发一种具备优异湿粘接性能、生物相容性、可操作性、降解性能的新型骨粘接剂，以便在潮湿的生物环境中实现对骨折和缺损的充分和稳定的固定。此外，临床上理想的骨粘接剂还应该表现出生物可吸收性和骨整合能力，以促进新骨再生，及时恢复结构和机械完整性。

鉴于此，特提出本发明。

发明内容

本发明的目的在于提供一种骨粘接剂及其制备方法，以提升粘接剂的骨粘接性、生物相容性和成骨特性。

本发明的另一目的在于提供上述骨粘接剂在制备骨组织修复材料中的应用。

本发明是这样实现的：

第一方面，本发明提供一种骨粘接剂的制备方法，包括：利用聚乙烯醇和左旋多巴反应得到L-DP聚合物，将L-DP聚合物与ZIF-8反应，以使L-DP聚合物上的酚羟基与锌离子螯合。

在可选的实施方式中，L-DP聚合物与ZIF-8的质量比为100:1-2。

在可选的实施方式中，控制聚乙烯醇和左旋多巴用量的摩尔比为4-7:1。

在可选的实施方式中，L-DP聚合物是利用分子量为85-124kDa的聚乙烯醇与左旋多巴反应而得；

优选地，L-DP聚合物的制备方法包括：将聚乙烯醇溶解之后，在催化剂存在的条件下与左旋多巴反应，将反应后的溶液制备形成凝胶；

优选地，凝胶的制备过程包括：将反应后的溶液透析2-3天，再进行旋蒸、冻干。

在可选的实施方式中，聚乙烯醇和左旋多巴的反应温度为75-85℃，反应时间为15-20h；

优选地，聚乙烯醇和左旋多巴的反应温度为78-82℃，反应时间为12-18h；

优选地，将聚乙烯醇溶解是在加热的条件下溶解于有机溶剂，有机溶剂为二甲基亚砜；

优选地，反应过程中通入保护气体。

在可选的实施方式中，所采用的催化剂为硫酸氢钠水合物；

优选地，硫酸氢钠水合物与聚乙烯醇的质量比为3-4:1。

在可选的实施方式中，将凝胶复溶形成的水溶液与ZIF-8形成的水溶液反应，反应时间为0.5-1h；

优选地，将凝胶与ZIF-8反应后的溶液制备形成水凝胶；

更优选地，将凝胶与ZIF-8反应后，利用伽马射线照射消毒并使原料交联成胶。

在可选的实施方式中，凝胶形成的水溶液的浓度为150-250mg/mL，ZIF-8形成的水溶液的浓度为25-100mg/mL。

第二方面，本发明还提供一种骨粘接剂，通过上述制备方法制备而得；

优选地，骨粘接剂为水凝胶的形态。

第三方面，本发明还提供上述骨粘接剂在制备骨组织修复材料中的应用。

本发明具有以下有益效果：通过在聚乙烯醇上接枝左旋多巴，并利用左旋多巴上的酚羟基结合ZIF-8形成多功能仿生ZIF-8骨胶水，利用以金属有机骨架ZIF-8为核心，整合含有大量邻苯二酚结构的左旋多巴(L-DOPA)分子的湿粘接特性，以生物相容性良好的聚合物聚乙烯醇(PVA)为载体，构建具备良好骨粘接性、生物相容性、成骨特性、可注射性等功能于一体的新型骨胶水(L-DPZ骨胶水)，能够促进复杂骨折、骨缺损等严重骨创伤的骨粘接和骨愈合过程，具备广泛的临床应用前景。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本发明的某些实施例，因此不应被看作是对范围的限定，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他相关的附图。

图1为ZIF-8纳米颗粒的扫描电镜图；

图2为L-DP凝胶电镜下形成多孔的表面形貌；

图3为L-DPZ水凝胶电镜下形成多孔的表面形貌；

图4为L-DPZ水凝胶的元素分析图；

图5为L-DP和L-DPZ水凝胶的X线光电子能谱(XPS)图；

图6为L-DPZ水凝胶在固定角频率(10rad/s)、37℃下进行应变振幅扫描试验(1-1000％)结果；

图7为在恒角频率(10rad/s)下进行L-DPZ水凝胶连续循环应变试验(5％应变→600％应变→5％应变)结果；

图8为L-DPZ水凝胶剪切变稀测试结果；

图9为利用哑铃测试L-DPZ水凝胶对牛骨片的粘接强度；

图10为利用人测试L-DPZ水凝胶对牛骨片的粘接强度；

图11为L-DPZ水凝胶对截断的牛胫骨的粘接作用图；

图12为骨片剪切力测试图；

图13为骨块拉伸力测试图；

图14为PVA、L-DP及L-DPZ2水凝胶对聚四氟乙烯和玻璃的粘接能力测试图；

图15为L-DPZ水凝胶对牛牙的粘接能力测试图；

图16为L-DPZ水凝胶与骨粉混合后的粘接性能测试图；

图17为L-PD和L-PDZ水凝胶的体外降解速率检测结果；

图18为rBMSC的CCK8活性测试结果图；

图19为L-DPZ水凝胶成骨性能测试结果图；

图20为L-DPZ水凝胶在动物体内的成骨能力测试图；

图21为空白组和L-DPZ水凝胶与骨粉混合组8周后的新西兰兔体内成骨效果对比图；

图22为不同比例L-DPZ水凝胶成骨性能测试结果对比图。

具体实施方式

为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述。实施例中未注明具体条件者，按照常规条件或制造商建议的条件进行。所用试剂或仪器未注明生产厂商者，均为可以通过市售购买获得的常规产品。

本发明实施例提供一种骨粘接剂的制备方法，包括以下步骤：

S1、L-DP聚合物的合成

利用聚乙烯醇和左旋多巴反应得到L-DP聚合物，利用聚乙烯醇上的氢键将左旋多巴引入聚乙烯醇的长链上，使左旋多巴接枝在聚乙烯醇上得到L-DP聚合物。

具体地，左旋多巴即左旋3，4-二羟基-苯丙氨酸(L-DOPA)具有良好的湿粘接性潜能。

在实际操作过程中，L-DP聚合物的制备方法包括：将聚乙烯醇溶解之后，在催化剂存在的条件下与左旋多巴反应，将反应后的溶液制备形成凝胶，以便后续引入ZIF-8。

L-DP聚合物是利用分子量为85-124kDa的聚乙烯醇与左旋多巴反应而得，且控制聚乙烯醇和左旋多巴的摩尔比为4-7:1(如4:1、5:1、6:1、7:1等)。

具体地，将聚乙烯醇溶解是在加热的条件下溶解于有机溶剂，在优选的实施例中，有机溶剂选择二甲基亚砜(DMSO)为宜。

进一步地，所采用的催化剂为硫酸氢钠水合物为宜。催化剂的用量不限，在一些实施例中可以控制硫酸氢钠水合物与聚乙烯醇的质量比为3-4：1。

进一步地，聚乙烯醇和左旋多巴的反应温度为75-85℃，反应时间为15-20h；优选地，反应温度为78-82℃，反应时间为12-18h。通过进一步控制聚乙烯醇和左旋多巴的反应温度和时间以使二者反应完全，提高左旋多巴的接枝率。

具体地，反应温度可以为78℃、79℃、80℃、81℃、82℃等，也可以为以上相邻温度值之间的任意值；反应时间可以为12h、13h、14h、15h、16h、17h、18h等，也可以为以上相邻时间值之间的任意值。

在优选的实施例中，反应过程中通入保护气体，以防止L-DOPA在反应过程中氧化。具体地，保护气体的种类不限，可以为氮气或其他惰性气体。

在一些实施例中，凝胶的制备过程包括：将反应后的溶液透析2-3天，再进行旋蒸、冻干。在其他实施例中，旋蒸可以替换为其他蒸发形式，能够去除大部分水分即可；冻干也可以替换为其他形式的干燥形式。

S2、L-DPZ水凝胶的制备

将L-DP聚合物与ZIF-8反应，利用ZIF-8中的锌离子与左旋多巴中形成金属酚类配位键，引入锌离子。具体地，ZIF-8是以锌离子为连接体，可持续释放Zn²⁺，可以在成骨、血管生成和抗菌过程中发挥积极作用。

在实际操作过程中，将凝胶复溶形成的水溶液与ZIF-8形成的水溶液反应，反应时间为0.5-1h；将凝胶与ZIF-8反应后的溶液制备形成水凝胶。优选地，将凝胶与ZIF-8反应后，利用伽马射线照射(15Gmy)照射8h消毒并使二者进一步交联成胶。

在其他实施例中，最终的产品L-DPZ也可以不以水凝胶的形式存在。

在可选的实施方式中，控制凝胶和ZIF-8的质量比为100:1-2，凝胶形成的水溶液的浓度为150-250mg/mL，ZIF-8形成的水溶液的浓度为25-100mg/mL。通过进一步控制ZIF-8的引入量，可以使产品具备优异的骨粘接性能的前提下，保证产品的毒性满足要求，若ZIF-8的引入量过大则会导致毒性过强；若ZIF-8的引入量过小则会显著降低产品的骨粘接性能。

本发明实施例还提供一种骨粘接剂，具体可以通过以上制备方法制备而得，由于该骨粘接剂具备非常优异的骨粘接性能且生物相容性较好，可以在制备骨组织修复材料中得到应用，以促进复杂骨折、骨缺损等严重骨创伤的骨粘接和骨愈合过程，具备广泛的临床应用前景。

在一些实施例中，在聚乙烯醇和左旋多巴形成的L-DP聚合物与ZIF-8的质量比为100:1-2。

以下结合实施例对本发明的特征和性能作进一步的详细描述。

实施例1

本实施例提供一种骨粘接剂的制备方法，包括以下步骤：

(1)L-DP聚合物的合成

称取60mmoL的分子量为85-124kDa的PVA，在100℃条件下完全溶解于120mL的DMSO中。继而加入10g硫酸氢钠水合物，完全溶解后将温度降至80℃，然后加入10mmoL左旋多巴(L-DOPA)，并在烧瓶中充入N₂保护，防止L-DOPA在反应过程中氧化。反应12小时后，将反应所得溶液透析3天。将透析所得溶液在悬转蒸发仪蒸除大部分水分，得到40mL左右液体，最终在冻干机中冻干2日，得到干燥疏松状态水凝胶。

(2)L-DPZ水凝胶的制备

将80mg ZIF-8颗粒在超声震荡下溶于2mL去离子水中。

将步骤(1)中冻干状态水凝胶称重，以200mg/mL的浓度溶于去离子水中，同时加入ZIF-8，使L-DP聚合物：ZIF8质量比达到100:1；用搅拌子完全搅拌均匀反应1h，反应后利用伽马射线照射(15Gmy)照射8h消毒并使二者进一步交联成胶，以L-DPZ1表示。

实施例2

与实施例1的区别仅在于：L-DP聚合物：ZIF8质量比达到100:2，产品以L-DPZ2表示。

实施例3

本实施例提供一种骨粘接剂的制备方法，包括以下步骤：

(1)L-DP聚合物的合成

称取60mmoL的分子量为89-98kDa的PVA，在100℃条件下完全溶解于110mL的DMSO中。继而加入8g硫酸氢钠水合物，完全溶解后将温度降至75℃，然后加入12mmoL左旋多巴(L-DOPA)，并在烧瓶中充入N₂保护，防止L-DOPA在反应过程中氧化。反应20小时后，将反应所得溶液透析3天。将透析所得溶液在悬转蒸发仪蒸除大部分水分，得到40mL左右液体，最终在冻干机中冻干2日，得到干燥疏松状态水凝胶。

(2)L-DPZ水凝胶的制备

将50mg ZIF-8颗粒在超声震荡下溶于1mL去离子水中。

将步骤(1)中冻干状态水凝胶称重，以150mg/mL的浓度溶于去离子水中，同时加入ZIF-8，使L-DP：ZIF8质量比达到100:1，用搅拌子完全搅拌均匀反应0.5h，反应后利用伽马射线照射(15Gmy)照射8h消毒并使二者进一步交联成胶。

实施例4

本实施例提供一种骨粘接剂的制备方法，包括以下步骤：

(1)L-DP聚合物的合成

称取75mmoL的分子量为13-23kDa的PVA，在100℃条件下完全溶解于140mL的DMSO中。继而加入10g硫酸氢钠水合物，完全溶解后将温度降至85℃，然后加入15mmoL左旋多巴(L-DOPA)，并在烧瓶中充入N₂保护，防止L-DOPA在反应过程中氧化。反应15小时后，将反应所得溶液透析2天。将透析所得溶液在悬转蒸发仪蒸除大部分水分，得到40mL左右液体，最终在冻干机中冻干2日，得到干燥疏松状态水凝胶。

(2)L-DPZ水凝胶的制备

将50-100mg ZIF-8颗粒在超声震荡下溶于1-2mL去离子水中。

将步骤(1)中冻干状态水凝胶称重，以250mg/mL的浓度溶于去离子水中，同时加入ZIF-8，使L-DP：ZIF8质量比达到100:2，用搅拌子完全搅拌均匀反应1h，反应后利用伽马射线照射(15Gmy)照射8h消毒并使二者进一步交联成胶。

对比例1

将市售的医用粘接剂α-氰基丙烯酸酯的粘接剂与实施例1和实施例2的L-DPZ1和L-DPZ2水凝胶的粘接性能进行对比。

对比例2

与实施例1的区别仅在于：L-DP：ZIF8质量比为100:4，用L-DPZ3水凝胶表示。

试验例1

材料表征：

测试实施例1中所采用的ZIF-8纳米颗粒的扫描电镜图，如图1所示；测试L-DP及L-DPZ水凝胶电镜下形成多孔的表面形貌图，如图2和图3所示；采用德国ZEISS GeminiSEM300对L-DPZ水凝胶进行元素分析，结果如图4所示。

从图1可以看出，ZIF8大小均匀，基本在80-100nm之间，无过大或过小颗粒。

从图2和图3所示，L-DP及L-DPZ两种凝胶均呈现出多孔的形貌，且材料的均匀度较好。

从图4可以看出，锌离子在水凝胶中呈现出均匀分布的状态。

从图5可以看出，加入ZIF-8后L-DPZ1和L-DPZ2较L-DP而言多了Zn-O键，表面Zn²⁺的成功引入。

试验例2

测试实施例2中得到水凝胶的流变性能，具体如下：

(1)对L-DPZ水凝胶在固定角频率(10rad/s)、37℃下进行应变振幅扫描试验(1-1000％)。结果如图6所示，水凝胶在应变100％以前的G'和G”几乎保持不变，这表明L-DPZ水凝胶可以维持相对较大的弹性变形。当应变进一步增加时，G'和G”值急剧下降，且在≈600％的应变时趋于相等，表明当水凝胶网络达到临界应变值时，水凝胶网络破裂，转变为溶胶状态。

(2)在恒角频率(10rad/s)下进行连续循环应变试验(5％应变→600％应变→5％应变)。实验结果如图7所示，在超过临界应变值600％应变时，水凝胶转变为溶胶状态(G'<G”)。而一旦应变恢复到5％，凝胶再次发生变化，G'和G”值立即恢复到初始值，没有任何损失，表明L-DPZ水凝胶具备良好的自愈合特性。

(3)在37℃下测定了水凝胶的剪切变稀特性，如图8所示，水凝胶的黏度对着剪切速率的增加而降低，即水凝胶具备良好的剪切变稀特性，证明L-DPZ水凝胶良好的可注射性。

试验例3

粘接性能测试：

(1)使用L-DPZ2水凝胶(实施例2中产品)粘接两块牛骨片后，如图9和图10所示，不仅能够承重60kg的哑铃，还可以承受两个体重约60kg(合计约120kg)的成年人的重量，展现了该骨粘接剂超强的粘接性能。

(2)取一段牛胫骨，从中截断，再用L-DPZ2水凝胶(实施例2中产品)将其粘接复位，在两端悬挂9.07kg重物仍不会断裂，测试过程如图11所示。

(3)通过万能力学测试仪定量测试了PVA、L-DP、L-DPZ1(实施例1中产品)和L-DPZ2(实施例2中产品)水凝胶的粘接能力。图12、图13分别为不同组分对两块皮质骨片之间粘接剪切性能以及两块皮质骨块之间拉伸性能测试，可以看出，不同配比的L-DPZ水凝胶可以达到较好的机械性能。

(4)测试PVA、L-DP及L-DPZ2水凝胶对于其他不同粘接界面的粘接能力，如图14所示，分别测试了水凝胶对聚四氟乙烯和玻璃的粘接强度，结果均表明L-DPZ水凝胶具备优异的粘接性能。

(5)将一颗牛切牙上1/3水平磨断后再用L-DPZ2水凝胶(实施例2中产品)将其粘接复位，并在断端打孔悬吊5kg重物，如图15所示，可以看出本发明实施例所制备的L-DPZ水凝胶展现相当好的粘接性能。

图15中(A)表示上1/3磨断的牛切牙；(B)表示将断端粘接复位；(C)表示利用断端悬挂重物。

(6)L-DPZ水凝胶较强粘性，使L-DPZ2水凝胶(实施例2中产品)与骨粉混合，如图16中A所示，水凝胶混合骨粉后，赋予骨粉之间粘附性能，增强了使用骨粉时的可操作性能。图16中B显示建立猪下颌骨植入种植体后暴露模型，需行植骨治疗，常规应用骨粉不易固位，而如图16中C所示，应用L-DPZ水凝胶混合骨粉后，尽管在水流持续冲刷下，仍能保持原位。

试验例4

测试L-DPZ水凝胶(实施例1和实施例2中产品)的体外降解速率，将水凝胶冻干称重，用m₁表示，然后将不同配比的水凝胶置于PBS溶液中，在不同的时间点(2h、4h、6h、8h、24h和3d)取出水凝胶，冻干后再次称重，用m₂表示，计算水凝胶不同时间的降解率Q＝(m₁-m₂)/m1×100％，检测结果如图17所示，不同配比的L-DPZ水凝胶降解速率均较稳定，随着时间的增加逐步缓慢降解，从而为新生骨组织提供引导和生长空间。

试验例5

测试L-DPZ水凝胶(实施例1和实施例2中产品)的体外生物安全性，通过CCK8测试不同组分对rBMSC(大鼠骨髓间充质干细胞)活性的影响，如图18所示，可以看出L-DPZ水凝胶具有良好的生物相容性。

试验例6

测试L-DPZ水凝胶(实施例1和实施例2中产品)的成骨能力，图19中A为加入不同组分培养14天后的rBMSC的ALP染色，染色越深表示成骨能力越强。

图19中B分别为不同组分下培养4/7/14天后，rBMSC中成骨指标BMP2、RUNX2、ALP的表达水平，可以看到，L-DPZ水凝胶进一步增强了成骨性能。

试验例7

为了评估L-DPZ水凝胶(实施例2中产品)在动物体内的成骨能力，建立了新西兰兔颅顶骨缺损模型，采用将L-DPZ水凝胶与骨粉混合的形式填入缺损部位，并与空白组、单纯植入骨粉组以及L-DPZ水凝胶与骨粉混合组做对比，分别在4/8/12周后，观察成骨效果。与单纯骨粉相比，加入该水凝胶不仅增加了手术的可操作性，还可使填入骨缺损部位的骨粉保持在原位不移动，不被血液、水流的冲洗下仍能够持续存留于骨缺损部位，利于后期成骨作用。

图20中A表示新西兰兔颅顶骨缺损模型；图20中B表示填入L-DPZ2水凝胶与骨粉混合材料后的状态图。

图21为空白组和L-DPZ2水凝胶与骨粉混合组8周后的体内成骨效果对比图。CT三维重建结果可以看出，L-DPZ2水凝胶与骨粉混合组的成骨效果明显优于对照组，且骨小梁厚度(Tb.Th)、骨体积分数(BV/TV)、骨组织复杂交错指数(BS/BV)及骨密度(BMD)定量分析结果均表明L-DPZ2水凝胶与骨粉混合组的成骨效果显著优于对照组。

试验例8

将市售的医用粘接剂α-氰基丙烯酸酯的粘接剂与实施例1和实施例2的L-DPZ1和L-DPZ2水凝胶的粘接性能进行对比，利用万能测试机分别比较了不同组分对两块皮质骨片之间粘接剪切性能以及两块皮质骨块之间拉伸性能测试。

可以看出，实施例1和实施例2的L-DPZ1和L-DPZ2水凝胶的粘接强度明显优于市售的医用粘接剂α-氰基丙烯酸酯(如图12、图13所示)。

试验例9

将实施例1和实施例2的L-DPZ1和L-DPZ2水凝胶的成骨性能与对比例2(即L-DP：ZIF8质量比为100:4)进行对比，比较不同比例的成骨性能。

图22为不同比例L-DPZ水凝胶与细胞共培养4天后的成骨指标结果对比图，可以看出，实施例1和实施例2的L-DPZ1和L-DPZ2水凝胶的三项成骨指标，即ALP、BMP2和RUNX2的表达水平显著优于对比例2中L-DPZ3水凝胶的表达水平，证明L-DPZ1和L-DPZ2水凝胶的成骨效果明显优于L-DPZ3水凝胶。

综上，本发明提供一种骨粘接剂、其制备方法及应用，通过在聚乙烯醇上接枝左旋多巴，并利用左旋多巴结合ZIF-8形成多功能仿生ZIF-8骨胶水，具备以下优点：

(1)具有可靠的力学性能和骨粘接性，能够牢固粘接骨碎片，复位骨折部位；

(2)具备良好的成骨能力，有效促进骨重建；

(3)良好的生物相容性，具备进一步应用于医学领域的前提；

(4)良好的自愈合性能和可注射性，具备良好的形状适配能力，能够适应不同形状的缺损和骨碎片；

(5)适当的降解速率，为新生骨组织提供引导和生长空间。

以上仅为本发明的优选实施例而已，并不用于限制本发明，对于本领域的技术人员来说，本发明可以有各种更改和变化。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种骨粘接剂的制备方法，其特征在于，包括：利用聚乙烯醇和左旋多巴反应得到L-DP聚合物，将所述L-DP聚合物与ZIF-8反应，以使所述L-DP聚合物上的酚羟基与锌离子螯合。

2.根据权利要求1所述的制备方法，其特征在于，所述L-DP聚合物与所述ZIF-8的质量比为100:1-2。

3.根据权利要求2所述的制备方法，其特征在于，控制聚乙烯醇和左旋多巴用量的摩尔比为4-7:1。

4.根据权利要求3所述的制备方法，其特征在于，所述L-DP聚合物是利用分子量为85-124kDa的聚乙烯醇与左旋多巴反应而得；

优选地，所述L-DP聚合物的制备方法包括：将聚乙烯醇溶解之后，在催化剂存在的条件下与左旋多巴反应，将反应后的溶液制备形成凝胶；

优选地，所述凝胶的制备过程包括：将反应后的溶液透析2-3天，再进行旋蒸、冻干。

5.根据权利要求4所述的制备方法，其特征在于，所述聚乙烯醇和所述左旋多巴的反应温度为78-82℃，反应时间为12-18h；

优选地，所述聚乙烯醇和所述左旋多巴的反应温度为78-82℃，反应时间为16-18h；

优选地，将所述聚乙烯醇溶解是在加热的条件下溶解于有机溶剂，所述有机溶剂为二甲基亚砜；

优选地，反应过程中通入保护气体。

6.根据权利要求4所述的制备方法，其特征在于，所采用的催化剂为硫酸氢钠水合物；

优选地，硫酸氢钠水合物与聚乙烯醇的质量比为3-4:1。

7.根据权利要求4所述的制备方法，其特征在于，将所述凝胶复溶形成的水溶液与ZIF-8形成的水溶液反应，反应时间为0.5-1h；

优选地，将所述凝胶与所述ZIF-8反应后的溶液制备形成水凝胶；

更优选地，将所述凝胶与所述ZIF-8反应后，利用伽马射线照射消毒并使原料进一步交联成胶。

8.根据权利要求7所述的制备方法，其特征在于，所述凝胶形成的水溶液的浓度为150-250mg/mL，所述ZIF-8形成的水溶液的浓度为25-100mg/mL。

9.一种骨粘接剂，其特征在于，通过权利要求1-8中任一项所述的制备方法制备而得；

优选地，所述骨粘接剂为水凝胶的形态。

10.权利要求9中所述的骨粘接剂在制备骨组织修复材料中的应用。

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