TWI602586B - 具抑菌性之引導組織再生複合材料及其製造方法 - Google Patents

Description

具抑菌性之引導組織再生複合材料及其製造方法

本發明是有關於一種具抑菌性之引導組織再生複合材料及其製造方法，且特別是有關於一種允許生物體代謝廢棄物通過，且具親水性抑菌性之引導組織再生的複合材料以及其製造方法。

牙周組織疾病會引起發炎，導致牙齦萎縮甚至齒槽骨的破壞，其發生主因相信與牙菌斑(Dental plaque)中的細菌與宿主間產生不平衡的反應有關。口內微生物群相當複雜，不同類型牙周炎的致病菌也有所不同，常見的牙周病致病菌例如為Actinobacillus actinomycetemcomitans為兼性厭氧的可革蘭氏陰性菌(Facultatively anaerobic gram-negative bacteria)。外觀為球桿狀(Coccobacillary)或球狀(Coccoid)，長度約1.0~1.5 μm。Actinobacillus actinomycetemcomitans會釋放毒性因子(Virulence factors)，例如造纖維細胞抑制因子(Fibroblast inhibiting factors)、骨吸收誘發因子(Bone resorption-inducing factors)、膠原蛋白脢(Collagenase)、白血球毒素(Leukotoxin)等，從而影響到宿主的免疫功能，並且會對造纖維細胞或牙齦造纖維細胞的造成傷害。

傳統治療牙周病的術式包括刮除牙結石(Subgingival scaling)、牙根整平術(Root planning)、牙齦下刮除(Subgingival curettage)、牙齦切除(Gingivectomy)、牙周翻瓣手術(Periodontal flap operation)及修骨和骨成形術(Ostectomy and osteoplasty)等，主要係以機械方式進行清創，然而上述術式對於已遭破壞之牙齒組織其再生之效果有限。

牙周病的治療目的在於重建並恢復被破壞的牙周組織，為使牙周病患者萎縮的牙周組織再生，或賦予受損齒槽骨與牙周韌帶重建的功效，導引組織/骨再生(Guided Tissue/Bone Regeneration,GTR/GBR)的概念就被引入口腔臨床治療領域。重度牙周病導致牙齦發炎紅腫、萎縮，使牙根部支持牙齒的纖維韌帶和齒槽骨被破壞。在癒合的過程，有來自牙齦、牙周韌帶、結締組織、及齒槽骨等多種細胞處於競爭的狀態，而其中以牙齦上皮細胞的生長速度(0.50 mm/day)最快。一旦牙周的齒槽骨缺損空間遭快速增生之上皮細胞佔據，齒槽骨與牙周韌帶之再生則會受到抑制，造成傷口雖然癒合，但實質上骨之缺損依舊，未能完全再生復原，導致牙齒無法拯救而必須被拔除，直到導引組織再生術(GTR)之發展，方使受到破壞的牙周組織得以再生。

在骨缺損之再生上(例如顎骨重建)，由於骨癒合的過程中新生血管自骨膜長進缺損區總會夾帶許多非造骨、纖維性軟組織，影響新生血管生成與骨細胞的再生，並干擾外型的回復及功能上的復健。因此，利用隔離膜阻擋軟組織的往下生長，且可預防上層軟組織復原收縮時的塌陷，即為所謂之引導骨再生術。因此，目前亟需一種能有效地應用於牙周手術及齒槽骨再生的引導組織再生之材料。

本發明之一態樣係提供一種抑菌性引導組織再生之複合 材料，其包含一基材、複數鈣鹽顆粒及一親水性高分子塗層。基材包含複數生物可降解聚合物纖維，且此些生物可降解聚合物纖維彼此交錯，以於基材內形成複數空隙。鈣鹽顆粒分佈在基材內。親水性高分子塗層附著在生物可降解聚合物纖維的至少一部分表面，使引導組織再生之複合材料為親水性。

根據本發明一實施方式，基材為非織物(non-woven)基材，且此些孔隙允許一生物體之代謝廢棄物通過。

根據本發明一實施方式，生物可降解聚合物為聚乳酸或聚甘醇酸。

根據本發明一實施方式，生物可降解聚合物為聚乳酸，且聚乳酸之分子量為約20,000 g/mol至約60,000 g/mol。

根據本發明一實施方式，此些生物可降解聚合物纖維各自的直徑為約0.5 μm至5 μm。

根據本發明一實施方式，基材在複合材料的重量百分比為約70%至95%，鈣鹽顆粒在複合材料的重量百分比為約2%至25%，親水性高分子在複合材料的重量百分比為約0.3%至3%。

根據本發明一實施方式，鈣鹽顆粒的粒徑為約0.5 μm至約30 μm。

根據本發明一實施方式，鈣鹽顆粒為磷酸三鈣、硫酸鈣、矽酸鈣、碳酸鈣、氫氧基磷灰石或上述之組合。

根據本發明一實施方式，親水性高分子為聚氧乙烯(PEO)或聚乙烯醇(PVA)。

根據本發明一實施方式，引導組織再生之複合材料更包含複數抑菌劑粒子，且抑菌劑奈米粒子物理性附著在基材上。

本發明之另一態樣係提供一種用於口腔之生物可降解縫合材，其包含一非織物基材、複數鈣鹽顆粒及一親水性高分子塗層。非織物基材包含複數生物可降解聚合物纖維，且此些生物可降解聚合物纖維彼此交錯，以於基材內形成複數孔隙。複數鈣鹽顆粒分佈在非織物基材內。親水性高分子塗層附著在此些生物可降解聚合物纖維的至少一部分表面，使生物可降解複合材具親水性。

本發明之再一態樣係提供一種製造引導組織再生之複合材料的方法，其包含以下步驟：(1)製備一混合物，其包含一生物可降解聚合物、複數鈣鹽顆粒以及一溶劑；(2)以混合物進行靜電紡絲，以形成一非織物膜片；以及(3)以一親水性高分子溶液及其抗菌劑處理非織物膜片，使非織物膜片具親水性與抗菌性。

根據本發明一實施方式，生物可降解聚合物在混合物的重量百分比為大於約10%，但小於生物可降解聚合物在溶劑之溶解度。

根據本發明一實施方式，生物可降解聚合物為聚乳酸或聚甘醇酸系列聚合物。

根據本發明一實施方式，生物可降解聚合物為聚乳酸，且聚乳酸之分子量為約20,000 g/mol至約60,000 g/mol。

根據本發明一實施方式，鈣鹽顆粒在混合物的重量百分比為約1%至20%。

根據本發明一實施方式，親水性高分子為聚氧乙烯(PEO)或聚乙烯醇(PVA)，且親水性高分子溶液中親水性高分子的重量百分比為約1%至20%。

根據本發明一實施方式，以親水性高分子溶液處理非織物膜片之步驟包含使非織物膜片接觸親水性高分子溶液。

根據本發明一實施方式，親水性高分子溶液包含乙醇以及水，且乙醇對水的體積比大於0.2：1。

根據本發明一實施方式，以親水性高分子流體處理非織造織物之步驟包含：(1)混合親水性高分子、乙醇、水以及抗菌劑，以形成親水性高分子溶液；以及(2)使非織物膜片接觸親水性高分子溶液，讓親水性高分子以及抗菌劑附著於非織物膜片。

根據本發明一實施方式，製備混合物之步驟包含混合生物可降解聚合物、鈣鹽顆粒、溶劑以及一抗菌劑。

為使本揭示內容的敘述更加詳盡與完備，下文針對本發明的實施態樣與具體實施例提出說明性的描述；但這並非實施或運用本發明具體實施例的唯一形式。以下所揭露的各實施例，在有益的情形下可相互組合或取代，也可在一實施例中附加其他的實施例，而無須進一步的記載或說明。

在以下描述中，將詳細敘述許多特定細節以使讀者能夠充分理解以下的實施例。然而，可在無此等特定細節之情況下實踐本發明之實施例。在其他情況下，為簡化圖式，熟知的結構僅示意性地繪示於圖中。

根據本發明之一態樣，係揭露一種引導組織再生之複合材料以及製造此複合材料的方法。第1圖係繪示本發明一實施方式之引導組織再生之複合材料的製造方法100的製程步 驟流程圖。在製造方法100主要包含步驟110製備混合物；步驟120進行靜電紡絲以形成非織造織物；以及步驟130以親水性高分子溶液處理非織物膜片。

在步驟110中，製備包含生物可降解聚合物、鈣鹽顆粒以及溶劑的混合物。在此製備的混合物用以在後續步驟中進行靜電紡絲，因此，此混合物亦可稱為電紡原液(solution dope)。具體而言，可將溶劑與生物可降解聚合物混合而形成聚合物溶液；然後將此聚合物溶液與鈣鹽顆粒混合，而得到混合物(電紡原液)。在一實施方式中，利用攪拌方式使鈣鹽顆粒均勻地分散在聚合物溶液中，所製備的混合物實質上為一種分散系統。混合上述物質的順序並無特殊限制。例如，可同時混合生物可降解聚合物、鈣鹽顆粒以及溶劑後，再進行攪拌。

在一實施方式中，生物可降解聚合物為聚乳酸(polylactic acid)、聚甘醇酸(polyglycolic acid)系列聚合物或上述的混合物。在一實施例中，生物可降解聚合物在混合物的重量百分比為大於約10%，但小於此生物可降解聚合物在溶劑中的溶解度。更明確地，生物可降解聚合物的重量百分比介於15%至溶解度之間。根據本發明諸多實施例，若生物可降解聚合物在混合物的重量百分比為小於約10%，則在後續靜電紡絲步驟所製得的纖維的線徑(或直徑)粗細不一。更甚者，可能在同一纖維中出現多數個球形疙瘩狀，而導致同一條纖維的線徑出現不規則大幅變化。在某些應用中，此不規則變化的現象對於最終製得之引導組織再生複合材料的性能是不利的。但不可預期地，本發明的發明人發現，此種線徑不規則 的問題可藉由聚合物的濃度而獲得改善。因此，根據本發明一實施方式，生物可降解聚合物在混合物的重量百分比為大於約10%，但小於此生物可降解聚合物在溶劑中的溶解度。較佳地，介於15%至溶解度之間。

在另一實施方式中，生物可降解聚合物為聚乳酸，且聚乳酸之分子量為約20,000 g/mol至約60,000 g/mol，使得最終製得之引導組織再生複合材料的降解時間與生物體組織再生復原的時間相互協調。若聚合物降解時間小於組織再生復原時間，則患部尚未癒合而生物可降解聚合物已被降解吸收而消失。反之，若聚合物降解時間遠超過組織再生的復原時間，則殘存的複合材料可能會阻礙組織再生。聚合物的分子量會直接影響聚合物降解的時間，分子量越大，降解所須時間越長，因此可藉由分子量來控制聚合物的降解時間。發明人根據口腔醫療的經驗以及諸多實施例，發現分子量介於約20,000 g/mol至約60,000 g/mol的範圍，能適合牙周病的治癒時間。另外，根據本發明諸多實施例，聚乳酸分子量的大小會影響後續靜電紡絲步驟所形成的纖維的直徑大小，而纖維直徑大小對於最終製得之引導組織再生複合材料的縫線拉力(suture pull-out force)有顯著影響。在一實施例中，所製備的引導組織再生複合材料的縫線拉力大於200 g，而能夠承受牙周手術膜片固定時之拉力。因此，在考量引導組織再生複合材料的性能及組織再生復原的時間，以分子量為約20,000 g/mol至約60,000 g/mol的聚乳酸為較佳。應理解的是，在不同的應用領域中，聚乳酸的分子量可被改變。

鈣鹽顆粒以固體型態分散在混合物中。在一實施方式 中，鈣鹽顆粒可例如為磷酸三鈣顆粒、硫酸鈣顆粒、矽酸鈣、碳酸鈣、氫氧基磷灰石顆粒或上述之組合。在一實施方式中，鈣鹽顆粒在混合物中的重量百分比為約1%至約20%，更明確地為約3%至約10%。鈣鹽顆粒的粒徑為約0.5 μm至30 μm。上述鈣鹽顆粒的重量百分比範圍以及粒徑範圍並非經由簡單實驗即可獲得，下文將更詳細敘述。

溶劑的目的在於溶解生物可降解聚合物，並形成電紡原液。因此，溶劑的種類並無特殊限制。在一實施例中，溶劑為二氯甲烷與二甲基甲醯胺(DMF)以體積比7：3混合而得到。

在步驟120中，以混合物進行靜電紡絲，而形成一非織物膜片。進行靜電紡絲的電壓、收集距離、毛細管尺寸，可經由實驗獲得適當條件。進行靜電紡絲步驟讓混合物中的生物可降解聚合物形成纖維外觀，且這些纖維彼此交錯而形成非織物(non-woven)型態的織物。在一實施方式中，生物可降解聚合物纖維的直徑為約0.5 μm至5 μm，更明確地為約1 μm至3 μm。在進行靜電紡絲過程中，混合物中的鈣鹽顆粒隨著噴出，並分佈在這些纖維之中。

根據本發明一實施方式，將生物可降解聚合物製造成織物的形式，其目的在於提供充分的孔隙，使生物體的代謝廢棄物、生物體組織所需的水、氧氣或養分，能夠由引導組織再生之複合材料的一側穿透通過到相對側。因此，當引導組織再生之複合材料覆蓋生物體的患部組織後，被覆蓋的組織能夠處在適當的再生環境，而有利患部復原。相較於其他形式的多孔性高分子基材，織物形式的基材提高較佳的穿透性。

鈣鹽顆粒的功能在於控制生物可降解聚合物在降解過程 中的酸鹼值。在一實施方式，混合物中的鈣鹽顆粒經過靜電紡絲步驟後，鈣鹽顆粒分佈在非織造織物的纖維之間的空隙。鈣鹽顆粒在接觸水後，將緩緩溶解並解離出鈣離子。生物可降解聚合物在降解過程中會產生酸性物，在口腔醫療的應用中，酸性環境對牙齒有極大的傷害。因此，鈣鹽顆粒所釋出的鈣離子具有中和酸性的效果，讓生物可降解聚合物在降解過程維持在pH 6-7的中性環境，而不至於對牙齒造成傷害。根據本發明一實施方式，為了讓降解過程維持在pH 6-7的中性環境，鈣鹽顆粒在混合物中的重量百分比為約1%至約20%，更明確地為約3%至約10%。鈣鹽顆粒的粒徑為約0.5 μm至約30 μm。

在另一比較例中，以步驟120所製備的非織物膜片應用在人體口腔齒槽骨缺損的治療上。在此比較例中，生物可降解聚合物採用聚乳酸，鈣鹽採用磷酸三鈣，所製備的聚乳酸纖維的直徑約為1-3μm。聚乳酸是習知具親水性之生物可降解聚合物，依據本技術領域之通常知識判斷，應能成功地應用於引導組織再生，然而經電紡製程後之聚乳酸膜片，在體外降解(in vitro degradation)實驗中親疏水性觀察時，卻意外發現電紡後之聚乳酸膜片呈現疏水現象，且原本應被降解吸收的織物材料在四周後仍沒有被降解之跡象，此一疏水現象將不利於材料的降解時間與細胞貼附，將導致牙齦上皮細胞及/或牙周韌帶無法不易附著於膜片之上，如同市售不可吸收性e-PTFE膜般的情況發生，而易使膜片基材在術後牙齦下滑產生患部早期曝露(early exposure)之現象，而易衍生感染類之副作用與再生術的失敗。

為探究上述比較例試驗結果超出合理預期的真正原因，本發明的發明人進行許多研究。發明人發現生物可降解聚合物在經過靜電紡絲步驟後，聚合物的親/疏水性發生關鍵性的改變。諸如聚乳酸或聚甘醇酸等生物可降解聚合物原本為親水性，但經過靜電紡絲步驟後，所形成的非織織物卻轉變為疏水性。上述由親水性聚合物轉變為疏水性聚合物的現象超出習知技術者所能預期範圍，具不可預見性。以聚乳酸為例，聚乳酸原本具親水性，其接觸角為約72-73度。在進行靜電紡絲步驟後，所形成的聚乳酸纖維織物卻呈現疏水性，其接觸角為約102至123度。

上述親水性轉變為疏水性的現象，導致所製備的引導組織再生之複合材料不利引導組織再生膜片之可降解性。詳細而言，人體組織為親水性，當使用此種疏水性的複合材料來治療人體口腔齒槽骨缺損時，牙齦上皮細胞無法附著於疏水性的材料上，因此這樣的材料反而造成膜片之早期外露易於發炎而不利癒合。況且，生物可降解聚合物的降解過程本質上是化學反應中的水解反應。因生物可降解聚合物轉變為疏水性，而阻礙水與生物可降解聚合物的接觸，導致水解反應速率變慢，延遲降解時間。

在步驟130中，以親水性高分子溶液處理非織物膜片，使非織物膜片轉變為親水性，而得到具親水性之引導組織再生複合材料。在一實施方式中，親水性高分子溶液之親水性高分子可例如為諸如聚氧乙烯(PEO)或聚乙烯醇(PVA)等高分子。溶劑可例如為乙醇和水的混合溶劑，混合溶劑中乙醇對水的體積比較佳為大於0.2：1。因為在步驟120的非織物 膜片經電紡製程成型後已轉變為疏水性，溶劑中的乙醇有助於讓親水性高分子溶液滲透進入非織造織物中，並讓親水性高分子以物理性方式附著在非織造織物。在一具體實例中，將非織物膜片浸入親水性高分子溶液中，使親水性高分子溶液滲透浸入非織物膜片中，並讓親水性高分子附著在非織物膜片上，而將非織物膜片再轉變為具親水性。親水性高分子溶液中親水性高分子的重量百分比可例如為約1%至20%。習知技術中其他適當的親水性表面處理方式，亦可適用於本發明中。

在另一實施方式中，上述親水性高分子溶液為一分散系統，其包含抗菌劑、親水性高分子、乙醇以及水。抗菌劑可例如為氧化鋅奈米粒子或銀奈米粒子，或含有銀的二鄰酸鋯(Ag-ZrP₂O₇)，這些抗菌劑分散在由親水性高分子、乙醇以及水所組成的溶液中。在本實施方式中，以親水性高分子溶液處理非織物膜片的步驟包含：(a)混合親水性高分子、乙醇、水以及抗菌劑，以形成親水性高分子溶液；以及(b)使非織物膜片接觸親水性高分子溶液，讓親水性高分子以及抗菌劑附著於非織物膜片。在治療牙周病的應用中，本實施方式是具特殊意義的，因為牙周病是由複雜的致病菌所導致，在治療牙周病的過程中，抗菌劑的添加有助於抑制這些致病菌之滋生，而對治療牙周病有莫大的幫助。

在又一實施方式中，抗菌劑可在步驟110中加入。簡言之，步驟110製備混合物之步驟包含混合抗菌劑、生物可降解聚合物、鈣鹽顆粒以及溶劑。因此，作為電紡原液的混合物中已包含抗菌劑。在此實施方式中，能夠提高抗菌劑的含 量。

在步驟130後，可非必要性地進行一加熱步驟，以移除引導組織再生複合材料中的溶劑。在一實施方式中，可將以親水性高分子溶液處理過的非織物膜片置入約50℃的環境中進行乾燥。然後，將乾燥過的引導組織再生之複合材料進行熱壓程序，使非織造織物的外觀平整或形成壓花的圖案。熱壓溫度可例如為約50℃。

根據上述揭露之實施方式，本發明亦提供一種組織引導再生之複合材料。第2圖繪示本發明一實施方式之組織引導再生之複合材200的上視示意圖。組織引導再生之複合材200包含一基材210、複數鈣鹽顆粒220以及一親水性高分子層230。

基材210包含複數生物可降解聚合物纖維212，且這些生物可降解聚合物纖維212彼此交錯，並於基材210內形成複數孔隙。生物可降解聚合物可例如為聚乳酸或聚甘醇酸及其共聚物。在一實施方式中，基材210為非織物(non-woven)膜片，且基材210內的孔隙能利於許生物體的代謝廢棄物通過。

生物可降解聚合物纖維212的直徑與其縫線拉力(suture pull-out force)以及降解時間相關。若生物可降解聚合物纖維212的直徑太小，則整體複合材200的縫線拉力可能不足，而無法承受手術時縫線的拉力而破損。若纖維212的直徑太大，則可能會延長生物可降解聚合物所需的降解時間。因此根據本發明一實施方式，生物可降解聚合物纖維212的直徑為約0.5 μm至5 μm，更明確地為約1 μm至3 μ m。

如前文關於步驟110中所述，生物可降解聚合物的分子量會影響生物可降解聚合物纖維212的直徑以及其降解時間。在一實施方式中，生物可降解聚合物為聚乳酸，且聚乳酸之分子量為約20,000 g/mol至60,000 g/mol。

鈣鹽顆粒220分佈在基材210中的孔隙。具體而言，這些鈣鹽顆粒220被聚合物纖維212包圍而固定或嵌設於基材210基材中。在一實施方式中，鈣鹽顆粒220在組織引導再生之複合材200中的重量百分比為約2%至約30%，更明確地為約10%至約25%。如前文所述，鈣鹽顆粒的功能在於緩衝生物可降解聚合物在降解過程中的酸化現象。生物可降解聚合物在降解過程中會產生酸性物。鈣鹽顆粒所釋出的鈣離子具有中和酸性的效果，讓生物可降解聚合物於降解過程維持在pH 6-7的中性環境。根據本發明諸多實驗例，為讓降解過程維持在pH 6-7的中性環境，鈣鹽顆粒220在組織引導再生之複合材200中的重量百分比為約2%至約30%，較佳為約10%至25%。鈣鹽顆粒的粒徑為約0.5 μm至30 μm。

親水性高分子塗層230以物理性方式附著在生物可降解聚合物纖維212上，使引導組織再生之複合材200為親水性。在一實施例中，親水性高分子塗層230是由聚氧乙烯(PEO)或聚乙烯醇(PVA)所製成。親水性高分子塗層230披覆在生物可降解聚合物纖維212的局部或全部表面。

根據本發明一實施方式，基材210在複合材料200中的重量百分比為約70%至約95%，鈣鹽顆粒220在複合材料200中的重量百分比為約2%至約25%，親水性高分子塗層230 在複合材料200中的重量百分比為約0.3%至3%。

在一實施方式中，引導組織再生之複合材料100更包括複數抗菌劑奈米粒子240。抗菌劑奈米粒子240以物理性方式附著在基材210上。具體而言，這些抗菌劑奈米粒子被聚合物纖維212包圍而嵌設於基材210中。

上述引導組織再生之複合材料的其中一種應用是治療口腔疾病，例如牙周病或齒槽骨缺損的治療。因此，本發明之另一態樣係提供一種用於口腔之生物可降解縫合材，其包含一非織物基材、複數鈣鹽顆粒以及一親水性高分子塗層。非織物基材包含複數生物可降解聚合物纖維，且這些生物可降解聚合物纖維彼此交錯，而在基材中形成複數孔隙。鈣鹽顆粒分佈在非織造基材中。親水性高分子塗層以物理性方式披覆在生物可降解聚合物纖維之一部分或全部表面，使該生物可降解複合材具親水性。上述用於口腔之生物可降解縫合材的縫線拉力(suture pull-out force)大於200g。

由上述本發明實施方式可知，在此揭露之引導組織再生之複合材料具有下列優點：(1)提供代謝廢棄物通透的結構，使生物體的代謝物、生物體組織所須的水、氧氣或養分能夠穿透複合材料。(2)具親水性，有助於細胞貼附而避免傳統PTFE膜片之疏水缺點。(3)隨著生物可降解聚合物的降解，鈣鹽釋放鈣離子可維持中性環境，並可有效促進骨癒合。(4)具有抑菌效果，對於牙周病的治療極具助益。

實施例

以下的實施例係用以詳述本發明之特定態樣，並使本發 明所屬技術領域中具有通常知識者得以實施本發明。以下的實施例不應用以限制本發明。

A.製備引導組織再生之複合材料 實施例1

混合42 ml的二氯甲烷與18 ml的二甲基甲醯胺(DMF)為溶劑，然後加入12 g的聚乳酸及3g的磷酸三鈣顆粒，並進行攪拌使聚乳酸溶解，並讓磷酸三鈣顆粒分散其中，而得到電紡原液。

以電紡原液進行靜電紡絲，靜電紡絲的電壓控制在為約15-20 kV，收集距離為15 cm，收集時間為4小時，毛細管噴嘴的管徑為1 mm。進行靜電紡絲所得到的非織物膜片的厚度為約800 μm至1,000μm。

將親水性高分子聚氧乙烯與抗菌性之奈米氧化鋅顆粒加入乙醇水溶液(25 v/v%)中並攪拌，配製成含有5 wt%聚氧乙烯、10 wt%氧化鋅的親水性高分子分散液。然後，將靜電紡絲製備的非織物膜片浸泡在親水性高分子分散液中約5分鐘，去除過量的浸泡液。接著，將非織物膜片置入50℃的烘箱進行乾燥程序24小時，然後使用模具進行50℃熱壓控制膜厚在0.2~0.3mm之間，而得到具抑菌性其親水性之引導組織再生複合材料。

比較例1

在本比較例中，使用與實施例1相同的方法製備樣品，不同之處在於電紡原液中不包含磷酸三鈣顆粒，以及沒有進 行親水性高分子分散液浸泡處理。

比較例2

在本比較例中，使用與實施例1相同的方法製備樣品，不同之處僅在於電紡原液中不包含磷酸三鈣顆粒。

比較例3

在本比較例中，使用與實施例1相同的方法製備樣品，不同之處僅在於沒有進行親水性高分子分散液浸泡處理。

B.引導組織再生之複合材料的特性分析

第3圖繪示實施例1及比較例1-3所製備樣品的X光繞射(X-ray Diffraction,XRD)圖譜，其中圖譜a表示比較例1的樣品，圖譜b表示比較例2的樣品，圖譜c表示比較例3的樣品，圖譜d表示實施例1的樣品。第3圖中繞射角(2 θ)23.5度為聚氧乙烯所產生的繞射角，經過親水性高分子分散液浸泡處理的比較例2與實施例1(即圖譜b與圖譜d的樣品)具有繞射角23.5度，證實聚氧乙烯披覆在其表面。第3圖中圖譜d的繞射角(2 θ)27.8、31.0及34.4則為磷酸三鈣顆粒所產生的繞射角。

另外，量測比較例1-3及實施例1所製備樣品的接觸角，量測結果彙整於以下表一。

由表一可知，經過親水性高分子分散液浸泡處理的比較例2及實施例1的樣品呈現的接觸角明顯降低，為親水性。反之，未經親水性高分子分散液浸泡處理的比較例1及比較例3的接觸角明顯較大，呈現疏水性。

C.含銀二磷酸鋯(Ag-ZrP ₂ O ₇ )抗菌劑的製備及抑菌效果 C-1.製備含銀二磷酸鋯(Ag-ZrP₂O₇)抗菌劑

首先，製備76wt%的H₃PO₄溶液400ml，並以NaOH將H₃PO₄溶液的pH值調整為4。另外，混合200g的二氯氧化鋯(ZrOCl₂．8H₂O)與120ml水製得二氯氧化鋯溶液。然後，緩緩將H₃PO₄溶液與二氯氧化鋯溶液混合以進行反應。整個混合過程使用磁石攪拌，並以NaOH調整混合溶液的pH值為1-2後，停止攪拌使其中反應生成的二磷酸鋯沉澱。隨後，再以NaOH調整其pH值為5.75-6，經過濾後得到固態二磷酸鋯，經清洗及烘乾(50℃)後，得到二磷酸鋯(ZrP₂O₇)粉體。

將5g上述製得的二磷酸鋯與AgNO3溶液(400mg；200ml)混合攪拌1小時，再分別添加36wt%、56wt%、76wt%H₃PO₄(18ml)並攪拌2天。然後，使用離心機進行離心沈澱，經清洗沈澱物後，將所得之沈澱物放入80℃的烘箱進行乾燥程序2天，再置入900℃的高溫爐進行燒結，而得到含銀二磷酸鋯(Ag-ZrP₂O₇)抗菌劑。

利用X光螢光分析儀(XRF)分析以56% H₃PO₄及76% H₃PO₄所製得之含銀二磷酸鋯(Ag-ZrP₂O₇)中的Zr、P、Ag的莫耳百分比。以下表二彙整分析結果，結果顯示以56% H₃PO₄製得之Ag-ZrP₂O₇具有最高的銀含量0.94%。

C-2.含銀二磷酸鋯(Ag-ZrP₂O₇)抗菌劑的抑菌效果

分別將0.05g的二磷酸鋯(ZrP₂O₇)粉體(0.05g)以及0.05g的含銀二磷酸鋯(Ag-ZrP₂O₇)抗菌劑放入S.mutans的菌液中(10⁶-10⁷CFU/ml)，接觸培養30分與24小時後，取100μl菌液塗在TSA上培養24小時(37℃)後計算其菌數及抑菌率。以相同的方法測試二磷酸鋯(ZrP₂O₇)及含銀二磷酸鋯(Ag-ZrP₂O₇)對C.albicans的抑菌率，以方程式(I)計算抑菌率：Y=(1-B/A)×100% 方程式(I)；其中Y為抑菌率，B為實驗組菌數，A為控制組菌數。

表三彙整S.mutans以及C.albicans的實驗結果。

表三中抑菌率若為負值，表示無抑菌效果。對於S.mutans菌種，ZrP₂O₇以及三種Ag-ZrP₂O₇都有抑菌效果，其中以56% H₃PO₄製得的Ag-ZrP₂O₇的24小時抑菌率高達95.3%。但是，對於C.albicans菌種，Ag-ZrP₂O₇(36% H₃PO₄)以及Ag-ZrP₂O₇(76% H₃PO₄)並無抑菌效果，僅ZrP₂O₇及Ag-ZrP₂O₇(56% H₃PO₄)有抑菌效果，其中以56% H₃PO₄製得的Ag-ZrP₂O₇的30分鐘抑菌率高達99.8%。

雖然本發明已以實施方式揭露如上，然其並非用以限定本發明，任何熟習此技藝者，在不脫離本發明之精神和範圍內，當可作各種之更動與潤飾，因此本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。

100‧‧‧方法

110、120、130‧‧‧步驟

200‧‧‧組織引導再生之複合材料

210‧‧‧基材

212‧‧‧生物可降解聚合物纖維

220‧‧‧鈣鹽顆粒

230‧‧‧親水性高分子塗層

240‧‧‧抗菌劑奈米粒子

為讓本發明之上述和其他目的、特徵、優點與實施例能更明顯易懂，所附圖式之說明如下：第1圖係繪示本發明一實施方式之引導組織再生之複合材料的製造方法的製程步驟流程圖。

第2圖繪示本發明一實施方式之組織引導再生之複合材料的上視示意圖。

第3圖係繪示引導組織再生之複合材料的X光繞射圖譜。

100‧‧‧方法

110、120、130‧‧‧步驟

Claims (12)

1. 一種用於口腔之引導組織再生之複合材料，其包含：一基材，包含複數生物可降解聚合物纖維，其中該等生物可降解聚合物纖維彼此交錯，以於該基材內形成多孔質結構，其中該生物可降解聚合物包含聚乳酸、聚甘醇酸或其共聚物，且該聚乳酸之分子量為約20,000g/mol至約60,000g/mol；複數鈣鹽顆粒，分佈在該基材內，其中該等鈣鹽顆粒各自的粒徑為約0.5μm至約30μm；以及一親水性高分子塗層，附著在該等生物可降解聚合物纖維的至少一部分表面，使該引導組織再生之複合材料為親水性，其中該基材在該複合材料的重量百分比為約70%至約95%，該鈣鹽顆粒在該複合材料的重量百分比為約2%至約25%，及該親水性高分子在該複合材料的重量百分比為約0.3%至約3%。
2. 如請求項1之引導組織再生之複合材料，其中該基材為非織物(non-woven)基材，且該等孔隙允許生物體之代謝廢棄物通過。
3. 如請求項1之引導組織再生之複合材料，其中該等生物可降解聚合物纖維各自的直徑為約0.5μm至約5μm。
4. 如請求項1之引導組織再生之複合材料，其中該 等鈣鹽顆粒為磷酸三鈣顆粒、硫酸鈣顆粒、矽酸鈣、碳酸鈣、氫氧基磷灰石顆粒或上述之組合。
5. 如請求項1之引導組織再生之複合材料，其中該親水性高分子為聚氧乙烯(PEO)或聚乙烯醇(PVA)。
6. 如請求項1之引導組織再生之複合材料，其更包含複數抗菌劑粒子，且該等抗菌劑粒子物理性附著在該基材上。
7. 一種如請求項1之引導組織再生之複合材料之製造方法，其包含：製備一混合物，該混合物包含一生物可降解聚合物、複數鈣鹽顆粒以及一溶劑，其中該生物可降解聚合物包含聚乳酸、聚甘醇酸或其共聚物，且該聚乳酸之分子量為約20,000g/mol至約60,000g/mol，其中該等鈣鹽顆粒各自的粒徑為約0.5μm至約30μm，該生物可降解聚合物在該混合物的重量百分比為大於約10%，但小於該生物可降解聚合物在該溶劑之溶解度，且該等鈣鹽顆粒在該混合物的重量百分比為約1%至約20%；以該混合物進行靜電紡絲，以形成一非織物膜片；以及以一親水性高分子溶液處理該非織物膜片，使該非織物膜片轉變為親水性。
8. 如請求項7之製造方法，其中該親水性高分子為聚氧乙烯(PEO)或聚乙烯醇(PVA)，且該親水性高分子溶液中親水性高分子的重量百分比為約1%至約20%。
9. 如請求項7之製造方法，其中以該親水性高分子溶液處理該非織物膜片之步驟包含使該非織造織物接觸該親水性高分子溶液。
10. 如請求項7之製造方法，其中該親水性高分子溶液包含乙醇以及水，且乙醇對水的體積比大於0.2：1。
11. 如請求項7之製造方法，其中以該親水性高分子溶液處理該非織造織物之步驟包含：混合親水性高分子、乙醇、水以及抗菌劑，以形成該親水性高分子溶液；以及使該非織物膜片接觸該親水性高分子溶液，讓該親水性高分子以及該抗菌劑附著於該非織物膜片。
12. 如請求項7之製造方法，其中製備該混合物之步驟包含混合該生物可降解聚合物、該鈣鹽顆粒、該溶劑以及一抗菌劑。