一種順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料及其製備方法
2023-06-22 17:59:56 1
一種順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料及其製備方法
【專利摘要】本發明涉及一種順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料及其製備方法，其解決了現有尺寸效應難以滿足基於支架材料骨缺損修復的臨床轉化應用、尚不能獲得理想的成骨與成血管時序性協同的技術問題，本發明設有核層和殼層，核層為聚內消旋乳酸，其上載有骨形態發生蛋白-2；殼層為聚丙交酯-乙交酯，其上載有血管內皮生長因子；微球材料的直徑μ的範圍為：0.4μm≤μ≤1.6μm。本發明同時提供了順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料的製備方法。本發明可廣泛用於骨缺損和骨缺失的修復材料有製備領域。
【專利說明】
【技術領域】
[0001] 本發明涉及一種外科手術修復材料及其製備方法，具體說是一種順時釋放活性因 子亞微米核殼微球材料及其製備方法。 一種順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料及其製備方法
【背景技術】
[0002] 目前，全世界每年由於疾病、交通事故和運動創傷等造成的骨缺損和缺失患者非 常多，因此治療所用骨修復材料的需求非常大。社會的文明進步、經濟的發展和生活水平的 日益提高，必然導致人們對骨損傷的修復的速度與質量要求也越來越高。仿生設計是人類 向自然學習的重要步驟。骨的再生修復過程中存在成骨與成血管行為的時空偶聯，該過程 受到多種有序表達的生長因子的精確調控，已證實加快成血管可以有效促進成骨，通過支 架材料控釋成骨與成血管因子的有序表達，可以協調促進骨再生。
[0003] 核殼微球的結構特性有助於實現活性因子的時序性控釋，但現有的核殼微球不同 尺寸分布會導致特定的生物學效果：較大尺寸微球難以在支架材料複雜的三維結構中獲得 均勻分散從而影響在植入區的均一性，2-3微米的微球易於被巨噬細胞吞噬導致作用時間 降低，納米級微球則易於被組織細胞內吞導致生物利用度下降。因此在核殼微球的臨床轉 化應用中，亞微米級的核殼微球尺寸效應既利於在體外支架材料內及體內骨缺損支架材料 植入區的均勻分散，又有利於避開巨噬細胞吞噬與組織細胞內吞等生物清除效應，從而提 高活性因子的生物利用度，實現成骨與成血管的時序性協同效應，提高骨修復速度與質量， 因此其在骨缺損修複方面具有廣泛的應用前景。
【發明內容】
[0004] 本發明所要解決的技術問題是現有核殼微球尺寸效應難以滿足基於支架材料骨 缺損修復的臨床轉化應用，尚不能獲得理想的成骨與成血管時序性協同，因此提供一種順 時釋放成血管因子與成骨因子的亞微米核殼微球材料及其製備方法。
[0005] 為此，本發明提供一種順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料，其設有核層和核 層，核層為聚內消旋乳酸，其上載有骨形態發生蛋白-2 ;殼層為聚丙交酯-乙交酯，其上載 有血管內皮生長因子；微球材料的直徑μ的範圍為：0.4μπι；^ μ <1.6 μ m。
[0006] 本發明同時提供一種順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料的製備方法，其包括 以下步驟：以聚內消旋乳酸與骨形態發生蛋白-2為核層原料，核層為聚丙交酯-乙交酯與 血管內皮生長因子為核層原料，依次配置核殼層電噴溶液、靜電噴射、冷凍乾燥，製得順時 釋放活性因子亞微米核殼微球材料。
[0007] 優選地，配置核殼層電噴溶液時，配置1?2% w/v聚內消旋乳酸、三氟乙醇核層 溶液與3?4% w/v的聚丙交酯-乙交酯、三氟乙醇核層溶液，常溫溶脹lh，然後在37°C下 攪拌24h ;將血管內皮生長因子和骨形態發生蛋白-2兩種生長因子分別溶解於超純水中， 然後按10nm/ml配比將血管內皮生長因子加入殼層溶液，按100nm/ml配比將骨形態發生蛋 白-2加入核層溶液，分別攪拌lOmin，以獲得均勻穩定的核、殼層電噴溶液。
[0008] 優選地，靜電噴射時，噴射電壓為15kV、總流速為0. 8ml/h、核殼流速比為1 :2? 4、接受板距離為20cm。
[0009] 優選地，對所獲得的靜電噴射微球置於真空冷凍乾燥機內乾燥24h，- 20°C密封保 存。
[0010] 本發明所提供的亞微米核殼微球材料，具有順時釋放成血管因子與成骨因子功 能：VEGF早期釋放，10天內釋放70?80%，30天內釋放85?90% ;BMP-2持續緩慢釋放， 30天內釋放80?90% ;
[0011] 本發明具有以下技術效果：
[0012] (1)本發明通過控制核殼電噴溶液濃度、核殼流速比，使得核殼兩種溶液的表面張 力與粘彈性互相匹配，從而獲得具有顯著核殼結構的亞微米級微球。
[0013] (2)本發明通過嚴格控制微球核殼結構、優選核殼層高分子基體、優化核殼層活性 因子加載量與比例，實現早期釋放成血管因子，持續釋放成骨因子，仿生骨創傷自然癒合過 程中成血管與成骨的時序性協同效應。
[0014] (3)本發明所製得的亞微米核殼微球材料與血管內皮細胞、骨髓間充質幹細胞具 有良好的親和性，可促進血管內皮細胞增殖，促進骨髓間充質幹細胞成骨分化；體內植入後 可見明顯的新生骨形成伴隨顯著血管化作用，逐漸被新生骨組織包繞、融合，最終達到理想 的骨修復效果。
[0015] (4)本發明所採用的製備和加工方法簡單，可控性強，能用於工業化生產。
[0016] 綜上所述，本發明所提供的亞微米核殼微球材料可以早期釋放成血管因子，持續 釋放成骨因子，仿生骨創傷自然癒合過程中成骨與成血管的時序性協同效應，提高活性因 子的生物利用度，促進組織生長和重建速度與質量，而且具有良好的尺寸效應利於臨床轉 化應用。
[0017] 下面結合附圖對本發明進行進一步的說明。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0018] 圖1是實施例1所述亞微米核殼微球材料的透射電鏡照片；
[0019] 圖2A和圖2B是實施例1所述亞微米核殼微球材料的因子控釋曲線圖；
[0020] 圖3是實施例1所述亞微米核殼微球材料體外促進血管內皮細胞增殖曲線圖；
[0021] 圖4A、圖4B和圖4C是實施例1所述所述亞微米核殼微球材料體外促進骨髓間充 質幹細胞成骨分化的免疫組化染色肉眼觀察圖；
[0022] 圖5是實施例1所述所述亞微米核殼微球材料體外促進骨髓間充質幹細胞成骨基 因表達柱狀圖；
[0023] 圖6是實施例1所述亞微米核殼微球材料的體內修復骨缺損8周micro-CT照片；
[0024] 圖7是實施例1所述亞微米核殼微球材料的體內修復骨缺損8周組織切片骨鈣素 免疫螢光染色的光鏡照片（200X)。
【具體實施方式】
[0025] 實施例1
[0026] (1)稱取0· 4g聚-D，L-乳酸（PDLLA)，加入10mL三氟乙醇溶液常溫溶脹lh，然後 在37°C下攪拌24h，形成2% w/v的均勻殼層溶液。稱取0. 2gPLGA，加入lOmL三氟乙醇溶 液常溫溶脹lh，然後在37°C下攪拌24h，形成4% w/v的均勻核層溶液。
[0027] (2)將VEGF和BMP -2兩種生長因子分別溶解於超純水中，按10nm/ml配比將VEGF 溶液加入殼層溶液，按l〇〇nm/ml配比將BMP -2溶液加入核層溶液，分別攪拌lOmin，形成均 勻穩定的核、殼層溶液。
[0028] (3)將步驟（2)所得的核、殼層溶液分別注入20mL醫用注射器，置於同軸靜電噴射 裝置中噴射微球，噴射電壓15kV，總流速0.8ml/h，核殼流速比為1 :3,接收板距離20cm。
[0029] (4)將步驟（3)獲得的置於真空冷凍乾燥機內乾燥24h，- 20°C密封保存。
[0030] 通過以上步驟所得的微球材料，其呈核殼結構，尺寸分布1. 0±0. 2 μ m ;VEGF早 期釋放，10天內釋放75?80 %，30天內釋放彡90 % ;BMP-2持續緩慢釋放，30天內釋放 彡 85%。
[0031] 實施例2
[0032] (1)配置1% w/v PDLLA三氟乙醇核層溶液，常溫溶脹lh，37°C下攪拌24h ;配置 3% w/v的PLGA三氟乙醇核層溶液，常溫溶脹lh，37°C下攪拌24h。
[0033] (2)將VEGF和BMP -2兩種生長因子分別溶解於超純水中，按10nm/ml配比將VEGF 溶液加入核層溶液，按l〇〇nm/ml配比將BMP -2溶液加入核層溶液，分別攪拌lOmin，形成均 勻穩定的核、核層溶液。
[0034] (3)將步驟（2)所得的核、層溶液分別注入20mL醫用注射器，置於同軸靜電噴射裝 置中噴射微球，噴射電壓15kV，總流速0.8ml/h，核殼流速比為1 :4,接收板距離20cm。
[0035] (4)將步驟（3)獲得的置於真空冷凍乾燥機內乾燥24h，- 20°C密封保存。
[0036] 通過以上步驟所得的微球材料，其呈核殼結構，尺寸0. 9±0. 5 μ m ;VEGF早期釋 放，10天內釋放65?75%，30天內釋放75?85% ;BMP-2持續緩慢釋放，30天內釋放75? 85%。
[0037] 實施例3
[0038] (1)配置1% w/v PDLLA三氟乙醇核層溶液，常溫溶脹lh，37°C下攪拌24h ;配置 3% w/v的PLGA三氟乙醇核層溶液，常溫溶脹lh，37°C下攪拌24h。
[0039] (2)將BMP - 2和VEGF兩種生長因子分別溶解於超純水中，按100nm/ml配比將 BMP -2溶液加入核層溶液，按10nm/ml配比將VEGF溶液加入核層溶液，分別攪拌lOmin，形 成均勻穩定的核、核層溶液。
[0040] (3)將步驟（2)所得的核、層溶液分別注入20mL醫用注射器，置於同軸靜電噴射裝 置中噴射微球，噴射電壓15kV，總流速0.8ml/h，核殼流速比為1 :2。
[0041] (4)將步驟（3)獲得的置於真空冷凍乾燥機內乾燥24h，- 20°C密封保存。
[0042] 通過以上步驟所得的微球材料，其呈核殼結構，尺寸1. l±0.5ym;VEGF早期釋 放，10天內釋放65?80%，30天內釋放80?85% ;BMP-2持續緩慢釋放，30天內釋放80? 90%。
[〇〇43] 本發明所提供順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料可廣泛用於由疾病、交通事 故和運動創傷等原因導致的骨缺損和骨缺失的修復治療。
【權利要求】
1. 一種順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料，其設有核層和核層，其特徵是所述核 層為聚內消旋乳酸，其上載有骨形態發生蛋白-2 ;所述殼層為聚丙交酯-乙交酯，其上載有 血管內皮生長因子；所述微球材料的直徑U的範圍為：〇. 4μ m < μ < 1. 6 μ m。
2. 如權利要求1所述的順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料的製備方法，其特徵是 包括以下步驟：以聚內消旋乳酸與骨形態發生蛋白-2為核層原料，核層為聚丙交酯-乙交 酯與血管內皮生長因子為核層原料，依次配置核殼層電噴溶液、靜電噴射、冷凍乾燥，製得 順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料。
3. 根據權利要求2所述的順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料的製備方法，其特徵 在於配置核殼層電噴溶液時，配置1?2 % w/v聚內消旋乳酸、三氟乙醇核層溶液與3?4 % w/v的聚丙交酯-乙交酯、三氟乙醇核層溶液，常溫溶脹lh，然後在37°C下攪拌24h ;將血管 內皮生長因子和骨形態發生蛋白-2兩種生長因子分別溶解於超純水中，然後按10nm/ml配 比將血管內皮生長因子加入殼層溶液，按lOOnm/ml配比將骨形態發生蛋白-2加入核層溶 液，分別攪拌lOmin，以獲得均勻穩定的核、殼層電噴溶液。
4. 根據權利要求3所述的順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料的製備方法，其特徵 在於靜電噴射時，噴射電壓為15kV、總流速為0. 8ml/h、核殼流速比為1 :2?4、接受板距離 為 20cm。
5. 根據權利要求4所述的順時釋放活性因子亞微米核殼微球材料的製備方法，其特徵 在於對所獲得的靜電噴射微球置於真空冷凍乾燥機內乾燥24h，- 20°C密封保存。
【文檔編號】A61L27/54GK104096263SQ201410306449
【公開日】2014年10月15日 申請日期:2014年6月30日 優先權日:2014年6月30日
【發明者】鄧旭亮, 衛彥, 王瑩, 張學慧, 蔡晴 申請人:北京大學口腔醫院, 北京化工大學