氧化石墨烯復合磷酸酯交聯彈性體的制備及其用于藥物緩釋的研究

孫黃輝,　徐志珍,　夏　瑋,　張　姝,　張黎偉,　張文清

(1.華東理工大學上海市功能性材料化學重點實驗室,上海 200237; 2.云南林源香料有限公司,云南玉溪 651100)

?

氧化石墨烯復合磷酸酯交聯彈性體的制備及其用于藥物緩釋的研究

孫黃輝1,徐志珍1,夏瑋1,張姝1,張黎偉2,張文清1

(1.華東理工大學上海市功能性材料化學重點實驗室,上海 200237; 2.云南林源香料有限公司,云南玉溪 651100)

選取親水性較好的聚乙二醇,通過自身的相轉移催化性進行環氧化,制備的環氧化產物與聚四氫呋喃磷酸酯和氧化石墨烯進行混合、交聯固化,制備了可降解的磷酸酯交聯材料。結果表明制備的交聯材料具有良好的力學性能和降解性能,氧化石墨烯的添加影響交聯材料的力學性能和降解性能。體外的藥物釋放測試和細胞毒性研究表明制備的聚合物作為藥物釋放體系具有較大的應用潛力。

氧化石墨烯; 磷酸酯鍵; 生物材料; 藥物載體

氧化石墨烯(GO)由于具有獨特的物理化學性質,在生物醫學領域引起了人們越來越多的關注[1-3]。其中,GO較高的比表面積和大量的sp2雜化碳原子區域等固有的性質,使其在藥物釋放方面具有巨大的潛質。Dai等[4]首先利用π-π相互作用將阿霉素負載到聚乙二醇功能化的氧化石墨上,實驗表明此載藥體系具有良好的生物相容性,能有效地實現藥物的搭載和釋放。隨后,有文獻[5]報道了水溶性較差的喜樹堿模型藥物SN38,通過π-π作用搭載到GO表面,達到了在水溶液中可持續釋放的目的。此后報道了大量的關于GO進行藥物搭載和釋放的研究[6-8],都取得了不錯的效果。GO表面具有大量的羥基、羰基、羧基等含氧基團,使其易于與聚合物結合,同時,因其具有特殊的力學性能,因此近年來被作為納米增強填料來制備復合材料[9]。溶液共混法因其操作簡單是目前使用最廣泛的制備GO/聚合物復合材料的方法,常用來制備聚氨酯、聚苯乙烯等復合材料,但是其聚合結束后溶劑很難除去的缺點限制了其在生物醫學領域的應用[10]。

聚乙二醇(PEG)具有較強的親水性,較低的生物毒性以及較易修飾的特點[11-12],廣泛應用于生物醫學領域。由于PEG本身難以形成交聯結構[13],通常將其端羥基進行活性官能團的修飾,利用官能團之間的反應,引入交聯材料中。但是傳統的制備PEG交聯材料的方法形成的交聯位點多為不具備明顯水解性和酶解性的烷基或者氨基甲酸酯等,大大限制了其在生物體內的實際應用[14-15]。為了提高PEG交聯材料降解性而引入的酯鍵、二硫鍵以及肽鍵等雖然有效地提高了材料的降解性,但是在合成過程中不可避免地引入了一些有毒的催化劑或引發劑等,因而對細胞具有較強的毒性[16]。磷酸酯是一種具有良好水解性和酶解性的化學鍵,廣泛存在于生物體內。自從20世紀70年代,Penczek等[17]研究了磷酸酯的反應機理以來,越來越多的科研人員對其產生了濃厚興趣。

本文根據Kubisa等[18]制備磷酸酯鍵的方法,在無任何添加劑的條件下混合不同分子量的環氧化的聚乙二醇(PEG-E)和磷酸化的聚四氫呋喃二醇(PTMEG-P),通過摻雜不同量的GO在無溶劑的條件下制備了不同性能的交聯材料。降解性測試和毒性測試證明了制備的材料是一種可以完全降解,具有較低細胞毒性的交聯彈性體。物理包裹的藥物釋放實驗表明制備的材料具有一定的藥物緩釋功能,特別是添加了GO的交聯材料具有更低的細胞毒性和更好的藥物緩釋功能,說明制備的交聯材料在生物醫學領域具有一定的應用前景。

1　材料與儀器

膨脹石墨(上海一凡實業有限公司),聚四氫呋喃(數均分子量為1 000,阿拉丁試劑有限公司),聚乙二醇(數均分子量為200、400、600、1 000,國藥集團化學試劑有限公司),環氧氯丙烷(分析純,國藥集團化學試劑有限公司),多聚磷酸(分析純,國藥集團化學試劑有限公司),五氧化二磷(分析純,國藥集團化學試劑有限公司)。

萬能試驗機4302(布魯克(北京)科技有限公司),DD2400-MR核磁共振儀(美國安捷倫有限公司),METTLER AE240型分析天平(梅特勒-托利多有限公司),Nicolet380傅里葉變換紅外光譜儀(賽默飛世爾科技有限公司),CO2細胞培養箱(美國 Thermo),UV-2550紫外可見分光光度計(島津儀器有限公司)。

2　實驗方法

2.1氧化石墨烯(GO)的制備

根據改進的Hummers法[19],通過濃磷酸、濃硫酸和高錳酸鉀對膨脹石墨進行氧化,經過去離子水洗滌干燥后完成GO的制備,得到黑色粉末狀固體,超聲后達到分子水平的分散。

2.2磷酸化聚四氫呋喃(PTMEG1000-P)和環氧化聚乙二醇(PEG-E)的制備

選取分子量為1 000的聚四氫呋喃二醇(PTMEG1000)作為原料,利用多聚磷酸及五氧化二磷作為混合磷酸化試劑制備PTMEG1000的磷酸酯。稱取50 g的PTMEG1000,隨后加入多聚磷酸10.2 g,通過劇烈的攪拌混合均勻,隨后5次加入5.68 g的粉末狀五氧化二磷,保持整個體系溫度不超過45 ℃。加料完畢,升溫至85 ℃,在此溫度下反應6 h后,將體系冷卻至室溫,加入乙酸乙酯150 mL溶解。用去離子水對有機相進行反復萃取,直至滴加質量分數為10%的氯化鈣溶液于水相中無沉淀產生為止,將有機相用無水硫酸鎂進行干燥后,旋轉蒸發得到透明油狀產物PTMEG1000-P,產率為83.7%。1H-NMR (CDCl3, 400 MHz,δ):4.02 (—CH2—O—P,4H),3.35～3.60 (CH2—O—C,64H),1.50～1.75(CH2—C—O,68H);31P-NMR (CDCl3,400 MHz,δ):-9.75 (磷酸二酯,0.17P),-16.00(磷酸單酯,1.0P)

選取分子量為200,400,600和1 000的聚乙二醇PEG,用環氧氯丙烷對其進行環氧化。稱取含有0.1 mol羥基的聚乙二醇(PEG200,10 g; PEG400,20 g; PEG600,30 g; PEG1000,50 g),分別加入環氧氯丙烷(27 g,0.3 mol),質量分數91%的氫氧化鈉溶液(13.2 g),劇烈攪拌混合均勻后,升溫至45 ℃,在此溫度下反應2 h后,過濾除去不溶物,濾液用無水硫酸鎂進行干燥后,通過減壓蒸餾得到淡黃色的黏稠液體PEG-E,(產率:PEG200-E,94.7%; PEG400-E,95.4%; PEG600-E,93.9%; PEG1000-E,93.5%)。1H-NMR (CDCl3,400 MHz,δ):3.65 (m,16.54H (PEG200),34.72H (PEG400),52.90H (PEG600)),3.68(m,2H),3.42 (m,2H),3.11 (m,2H),2.75 (t,2H),2.55 (m,2H)。

2.3以磷酸酯為交聯位點的彈性體的制備

在無任何添加劑的情況下,稱取定量的不同比例的PTMEG1000-P和不同分子量的PEG-E,與不同含量的GO混合均勻后,澆注到聚四氟乙烯的模具中,在37 ℃下固化,制備磷酸酯交聯材料并對其進行簡單的命名。其中,以CP表示交聯材料僅由PTMEG1000-P和不同分子量的PEG-E混合制備,后面的200,400,600,1 000表示PEG-E原料的分子量,分子量后面的數字表明P-OH與環氧基的物質的量之比(1,2,3,4分別表示P-OH與環氧基的物質的量之比為1∶1,1∶1.5,1∶2,1∶3。CPGO表示交聯材料是在CP的基礎上添加了GO制備而成,GO后面的百分數表明聚合物中GO的質量分數。例如,CP400-2GO5%表示由PTMEG1000-P,PEG400-E和GO混合制備,其中P-OH與環氧基的物質的量之比為1∶1.5,交聯材料中GO的質量分數為5%。

2.4力學性能測試

使用布魯克公司4302型的萬能測試機,根據 ASTM 412-98a 的測試要求對材料進行測試。材料尺寸(26 mm×5 mm×0.7 mm); 拉伸速率:10 mm/min; 所得數據為6次測試數據的平均值。

2.5體外降解測試

交聯材料降解性能通過質量的變化來表征。稱取交聯材料(直徑5 mm,高度3 mm)質量記為m0,浸泡于0.1 mol/L、pH = 7.4磷酸鹽緩沖溶液(PBS)中。在既定時間內,進行質量測試,記為mt。在降解過程中,隨時調整PBS將pH維持在7.4,并保持PBS的體積與實驗開始時相同。根據式(1)計算交聯材料質量的變化(η),來表征其降解性能。

(1)

2.6紅外測試

利用Nicolet 380傅里葉變換紅外光譜儀對樣品進行紅外光譜的檢測。由于PTMEG1000-P和PEG-E是黏稠的液體,因此通過涂膜法進行制樣檢測;由于制備的交聯材料具有較好的彈性,利用衰減全反射配件對其進行紅外光譜的檢測。測試波長為450～4 000 cm-1。

2.7藥物釋放測試

選取地塞米松作為模擬藥物,將50 mg的地塞米松溶解于四氫呋喃(THF)中,加入PEG-E(1 305.5 mg)超聲混合后,減壓除去THF,加入PTMEG1000-P(695.5 mg)混合均勻,在37 ℃進行固化,即可得到PEG磷酸酯交聯的載藥體系。復合GO的PEG磷酸酯交聯載藥體系制備方法同上,將50 mg的地塞米松溶解于THF中,加入PEG200-E(1 305.5 mg)和GO(100 mg),超聲溶解混合后,減壓除去THF,加入PTMEG1000-P(695.5 mg)混合均勻,在37 ℃進行固化,即可得到復合GO的PEG磷酸酯交聯的載藥體系。

將上述制備好的載藥體系,分隔成100 mg的小塊,浸泡于50 mL、0.1 mol/L、pH=7.4的PBS溶液中,放置于37 ℃的恒溫培養箱中,在既定時間利用紫外分光光度計檢測水相中藥物的濃度,收集紫外測試數據,繪制藥物釋放曲線。

2.8交聯材料的體外毒性測試

以PEG200為預聚物的交聯材料為例,選擇骨髓間質干細胞(BMSCs)為目標細胞,利用MTT比色法對于交聯材料進行體外細胞毒性實驗。在濕度100%,CO2體積分數為5%,溫度37 ℃的條件下,將待測樣品浸泡于改良杜氏伊格爾(DMEM)培養基中。24 h后,取上層清液過濾并殺菌(樣品浸液)。將已在DMEM培養基中培養4 h的BMSCs(每孔5×103個)中的培養基用上述樣品浸液替代,然后繼續分別培養24 h和48 h,隨后加入二甲亞礬(DMSO)終止反應。通過酶聯檢測儀在490 nm下分別測試了BMSCS在樣品浸液中培養24 h和48 h的吸光度值(Atest),BMSCS在培養基中培養相同時間的吸光度值(Acontrol)以及空白DMEM培養基的吸光度值(A0)材料的檢測吸光度值。細胞相對毒性計算如下(RCV):

(2)

3　實驗結果及討論

3.1磷酸化PTMEG1000和環氧化PEG結構的分析和表征

多聚磷酸和五氧化二磷的混合磷酸化試劑因產物磷酸化高,P原子的利用率高,產物中磷酸單酯含量高等優異性[20]被應用為本實驗中的磷酸化試劑。如圖1(a)所示,在1H-NMR中,代表PTMEG1000—CH2—OH,δ為3.50～3.60的信號峰完全消失;出現δ在4.02的—CH2OP(O)的信號峰,表明PTMEG1000中的羥基已經完全轉換為磷酸酯的形式。疏水性的磷酸酯與六甲基二硅氮烷反應后形成硅化的磷酸酯,在磷譜中具有不同的化學位移[21],硅化后磷酸單酯的δ在-17左右,硅化后磷酸雙酯的δ在-10左右,通過積分可以換算出各組分的物質的量之比。根據此方法,硅化處理PTMEG1000-P,其31P-NMR如圖1(b)所示,δ在-16.04處為磷酸單酯,化學位移在-10.30為磷酸二酯,通過積分換算,PTMEG1000-P中單雙酯的物質的量之比為100∶13。證明PTMEG1000-P被成功制備,且具備較高的磷酸單酯含量。

本實驗中采用不同分子量的PEG與環氧氯丙烷和高濃度的氫氧化鈉溶液反應來制備PEG-E。與其他方法比較,在環氧化過程中未添加具有毒性的相轉移催化劑[22],而是利用PEG本身的相轉移催化作用[23]進行PEG-E的制備。如圖2所示,δ為2.55、2.75處的信號峰對應含氧雜環中—CH2—的H,δ為3.11處的信號峰對應含氧雜環中—CH—中的H,δ為3.42、3.68處的信號峰對應含氧雜環與PEG主鏈相連接處—CH2—中的H,證實了PEG-E中縮水甘油醚結構的存在,即PEG-E被成功制備。

圖1　PTMEG1000-P的1H-NMR譜圖(a)和31P-NMR譜圖(b)Fig.1　1H-NMR spectra (a) and 31P-NMR spectra of PTMEG1000-P (b)

圖 2　PEG-E的 1H-NMR譜圖Fig.2　1H-NMR spectra of PEG-E

3.2力學性能測試

交聯材料的力學性能如圖3所示。圖3(a)示出了未添加GO的交聯彈性體的楊氏模量,在預聚物比例相同時,隨著PEG-E的分子量的升高,交聯材料的楊氏模量減小,說明交聯材料的交聯密度隨著預聚物分子量的升高而減少,其中PEG1000-E與PTMEG1000-P的混合物由于交聯密度過小沒有形成交聯彈性體; 在確定反應原料后,隨著體系中環氧基團添加量的增加,交聯材料的楊氏模量先升高后降低,其中在P-OH與環氧基的物質的量之比為1∶1.5時楊氏模量最大,表明此比例為本體系最佳的交聯配比,其交聯密度最大。當選取P-OH與環氧基的物質的量之比為1∶1.5時,圖3(b)所示的是不同GO添加量對交聯材料的楊氏模量的影響。GO的添加使得材料的楊氏模量得到提高,并隨著GO添加量的增加,交聯材料的楊氏模量隨之升高。

圖3　交聯材料的力學性能測試Fig.3　Mechanical test for crosslinked polymers

對PEG-E進行彈性測試是必須的。圖3(c)所示的是PEG-E不同分子量和P-OH與環氧基不同比例對交聯材料彈性的影響。從圖中可以看出制備的幾種交聯彈性體的斷裂伸長率均大于100%,證明材料具有較好的彈性。隨著預聚物分子量的升高,材料的斷裂伸長率也隨之升高。在固定原料后,材料的斷裂伸長率隨著體系中環氧基團含量的提高,先降低后升高,P-OH與環氧基的物質的量之比為1∶1.5時斷裂伸長率最小。這說明斷裂伸長率也是和材料的交聯密度密切相關的,隨著交聯密度的提高,材料的斷裂伸長率下降,結合圖2(a)分析,制備的交聯彈性體的斷裂伸長率和楊氏模量成反比。圖4(d)所示的是GO的添加降低了材料的斷裂伸長率,并且斷裂伸長率隨著GO含量的增加而降低,這可能是由于GO的加入破壞了材料內部的規整性導致的。

因此可以通過調節預聚物的分子量、比例和GO的添加量來制備不同力學性能的交聯彈性體。

3.3體外降解實驗

圖4所示的是材料的體外降解實驗。結果表明,經過一開始的吸收增重,到后面的逐步降解,制備的各種材料在經歷不同的時間后均可以完全降解。圖4(a)中表明,CP200-2的降解時間最長,這說明材料的降解性能和交聯密度具有一定關系。圖4(b)中,隨著原料分子量的增加交聯材料降解時間減少,也補充說明了降解性能受交聯密度的影響,交聯密度大,降解時間長。GO表面具有大量的含氧基團,可以增加材料的親水性,同時含有的羧酸基團對交聯位點磷酸酯的水解起到一定的催化作用,同時GO的加入破壞了材料內部的規整性,也會加快材料的降解。圖4(c)所示,GO的加入確實減少了材料的降解時間,但是隨著GO添加量的改變,材料的降解時間變化不大。

圖4　交聯材料的降解性能測試Fig.4　Degradability test for crosslinked polymers

上述結果證明本實驗中制備的交聯彈性體具備完全降解性,并且通過改變原來的分子量、比例可以調節材料的降解性能,同時GO的添加也可以促進材料的降解。

3.4紅外測試研究

理論上,當各組分恰好完全反應時,制備的交聯材料的交聯密度會達到最大。本實驗中,P-OH與環氧基是等物質的量反應,理論上當P-OH與環氧基的物質的量之比為1∶1時,材料獲得最大的交聯密度。通過對材料力學性能和體外降解性能的分析,制備的交聯彈性體在P-OH與環氧基的物質的量之比為1∶1.5時獲得最大的交聯密度。如圖5(a)所示,通過紅外測試交聯后的材料與原料相比,并沒有出現明顯的特征吸收,只是在909 cm-1環氧基團特征吸收峰處[24]發生了信號變化。在CP200-2中,P-OH與環氧基團物質的量之比為1∶1.5,環氧基團過量,但是并未發現909 cm-1處的環氧基團特征吸收峰,甚至在3倍的環氧基團加入后也幾乎沒有發現環氧基團的特征吸收峰。根據Penczek[25]的研究,推測在本實驗體系中除了P-OH與環氧基團發生開環反應以外,還存在消耗環氧的其他基團。P-OH首先與環氧基團發生開環反應,同時生成了C-OH,隨后,在P-OH與環氧基團繼續反應生成磷酸酯交聯位點的同時,前一步生成的C-OH也會與環氧基團發生開環反應。圖5(b)所示的是加入了GO的交聯彈性體的紅外譜圖,在1 732 cm-1和1 642 cm-1的特征吸收峰,分別對應C=O的伸縮振動和未被完全氧化的C=C的伸縮振動,表明交聯材料中GO的存在,GO中1 225 cm-1處的C-OH的特征吸收峰和3 430 cm-1附近的—OH伸縮振動峰未被發現,可能是由于GO濃度較低,被磷酸酯交聯材料所包裹導致的。通過與未添加GO的交聯彈性體紅外譜圖比較,未發現其他新的吸收峰。結合交聯材料的力學性能的表征,推斷含有GO的交聯材料的形成機理與未含GO的交聯材料相同,如圖6所示,GO通過氫鍵以及物理吸附作用與磷酸酯交聯材料連接在一起,作為一種無機填料存在于交聯體系中。

圖5　交聯材料的紅外譜圖Fig.5　IR spectra of crosslinked polymers

3.5藥物釋放研究

選取地塞米松為模擬藥物,通過簡單的混合搭載到交聯材料上,其藥物釋放曲線如圖7所示。未添加GO的交聯材料的藥物釋放主要依靠可降解高分子在吸水溶脹過程中,藥物溶解于水中來實現。在藥物釋放前期,釋放速率很快,10 h就釋放了載藥量的60%左右,隨著溶液中藥物濃度的升高,釋放速率逐漸變慢,最終達到釋放平衡。以PEG400-E和PEG600-E為原料制備的交聯材料CP400-2和CP600-2的藥物釋放體系在48 h基本釋放完全,而以低分子PEG200-E為原料的CP200-2在120 h左右才將藥物完全釋放,這也與前文對交聯材料降解性能的表征結果一致。隨著原料分子量的提高,交聯材料的交聯密度減少,材料的降解速率提高,因此可以通過調整原料的分子量、比例等來控制交聯材料的交聯密度從而滿足不同需求的藥物釋放。對于添加了GO的交聯材料,雖然其降解速率要比相應的未添加GO的交聯材料快,但是通過分析CP200-2和CP200-2GO5%的藥物釋放曲線可知,CP200-2GO5%的藥物釋放速率要小于CP200-2。我們推測,這是由于模擬藥物通過氫鍵和π-π作用與GO進行結合,延緩了藥物的釋放,起到了一定的藥物緩釋作用。

圖6　PTMEG1000-P,PEG-E和GO形成交聯結構示意圖Fig.6　Schematic presentation for the formation crosslinked polymers from PTMEG1000-P,PEG-E and GO

圖7　交聯材料在pH=7.4的PBS溶液中的藥物釋放曲線Fig.7　Drug release curve from drug contained CPs in PBS solution(pH=7.4)

3.6體外細胞毒性測試

對生物體無毒是對生物材料最基本應用要求,因此對生物材料的毒性測試是必需的。我們選擇了具有較好藥物緩釋作用的CP200系列交聯材料進行體外細胞毒性測試。如圖8所示,在未添加GO的交聯材料中,CP200-1的細胞相對活性最低,這是由于存在于反應的P-OH導致培養液的pH值偏低,影響了細胞的增殖,但是其存活率在80%以上,基本可以滿足生物應用。隨著環氧含量的提高,CP200-2,CP200-3和CP200-4的細胞相對存活率均在85%以上,具有較低的細胞毒性。添加了GO的交聯材料,以CP200-2GO5%為例,其細胞相對存活率超過了95%,證明GO的添加可以提高交聯材料的細胞相容性。

圖8　交聯材料對BMSCs的體外細胞毒性測試Fig.8　Cell viability of BMSCs with CPs in vitro

4　結　論

本文在未添加相轉移催化劑的條件下制備了不同分子量的環氧化聚乙二醇(PEG-E),在無溶劑條件下通過與磷酸化聚四氫呋喃二醇(PTMEG-P)和GO的簡單物理混合制備了一系列的交聯材料。通過實驗測試可知,改變原料的分子量、比例以及GO的添加量可以控制交聯材料的力學性能、降解性能和藥物釋放性能以滿足不同的需求。體外細胞毒性測試表明,制備的交聯材料具有較低的細胞毒性,在生物醫學領域具有一定的應用前景。

[1]FENG Liangzhu,LIU Zhu.Graphene in biomedicine:Opportunities and challenges[J].Nanomedicine,2011,6(2):317-324.

[2]KOVTYUKHOVA N I,OLLIVIER P J,MARTIN B R,etal.Layer-by-layer assembly of ultrathin composite films from micron-sized graphite oxide sheets and polycations[J].Chemistry of Materials,1999,11(3):771-778.

[3]KAI Weihua,HIROTA Y,HUA Lei,etal.Thermal and mechanical properties of a poly(ε-caprolactone)/graphite oxide composite[J].Journal of Applied Polymer Science,2008,107(3):1395-1400.

[4]SUN Xiaoming,LIU Zhuang,WELSHER K,etal.Nano-graphene oxide for cellular imaging and drug delivery[J].Nano Research,2008,1(3):203-212.

[5]LIU Zhuang,ROBINSON J T,SUN Xiaoming,etal.Pegylated nanographene oxide for delivery of water-insoluble cancer drugs[J].Journal of the American Chemical Society,2008,130(33):10876-10877.

[6]ZHANG Liming,XIA Jingguang,ZHAO Qinhuan,etal.Functional graphene oxide as a nanocarrier for controlled loading and targeted delivery of mixed anticancer drugs[J].Small,2010,6(4):537-544.

[7]LI Shanghao,APHALE A N,MACWAN I G,etal.Graphene oxide as a quencher for fluorescent assay of amino acids,peptides,and proteins[J].Applied Materials & Interfaces,2012,4(12):7069-7075.

[8]ZHANG Wen,GUO Zhouyi,HUANG Deqiu,etal.Synergistic effect of chemo-photothermal therapy using PEGylated graphene oxide[J].Biomaterials,2011,32(33):8555-8561.

[9]楊永崗,陳成猛,溫月芳.氧化石墨及其與聚合物的復合[J].新型炭材料,2008,23(3):193-200

[10]BARROSO-BUJANS F,CERVENY S,VERDEJO R,etal.Permanent adsorption of organic solvents in graphite oxide and its effect on the thermal exfoliation[J].Carbon,2010,489(4):1079-1087.

[11]SHIKANOV A,SMITH R M,XU Min,etal.Hydrogel network design using multifunctional macromers to coordinate tissue maturation in ovarian follicle culture[J].Biomaterials,2011,32(10):2524-2531.

[12]PENG Ke,TOMATSU I,KOROBKO A V,etal.Cyclodextrin-dextran basedinsituhydrogel formation:A carrier for hydrophobic drugs[J].Soft Matter,2010,6(1):85-87.

[13]ZUSTIAK S P,LEACH J B.Hydrolytically degradable poly(ethylene glycol) hydrogel scaffolds with tunable degradation and mechanical properties[J].Biomacromolecules,2010,11(5):1348-1357.

[14]史洋,魏東芝.用活化的單甲氧基聚乙二醇修飾L-天冬酰胺酶[J].華東理工大學學報(自然科學版),2001,27(6):601-604.

[15]WEBER L M,LOPEZ C G,ANSETH K S.Effects of PEG hydrogel crosslinking density on protein diffusion and encapsulated islet survival and function[J].Journal of Biomedical Materials Research:Part A,2009,90 A(3):720-729.

[16]LIN C C,ANSETH K S.PEG Hydrogels for the controlled release of biomolecules in regenerative medicine[J].Pharmaceutical Research,2009,26(3):631-643.

[17]LAPIENIS G,PENCZEK S.Kinetics and thermodynamics of the polymerization of the cyclic phosphate esters:II.Cationic polymerization of 2-methoxy-2-oxo-1,3,2-dioxaphosphorinane (1,3-propylene methyl phosphate)[J].Macromolecules,1974,7(2):166-174.

[18]BIELA T,KUBISA P.Oligomerization of oxiranes in the presence of phosphoric acid:Kinetics of model reaction[J].Die Makromolekulare Chemie,1991,192(3):473-489.

[19]HUMMERS W,Offeman R E.Preparation of graphitic oxide[J].Journal of the American Chemical Society,1958,80(6):1339-1339.

[20]TRACY D J,REIERSON R L.Commercial synthesis of monoalkyl phosphates[J].Journal of Surfactants and Detergents,2002,5(2):169-172.

[21]PENCZEK S,KALUZYNSKI K,PRETULA J.Addition of H3PO4to diglycidyl ethers of bisphenol A:Kinetics and product structure[J].Journal of Applied Polymer Science,2007,105(1):246-254.

[22]CRIVELLO J V.Design and synthesis of multifunctional glycidyl ethers that undergo frontal polymerization[J].Journal of Polymer Science:Part A.Polymer Chemistry,2006,44(21):6435-6448.

[23]張新勝,祁國珍.相轉移催化反應的研究:Ⅳ.聚乙二醇催化機理[J].華東理工大學學報(自然科學版),1994,20(6):782-787.

[24]LAN Xiaokang,HUANG Wei,YU Yuzhao.Synthesis,characterization and properties of the polysiloxane-based episulfide resin[J].European Polymer Journal,2010,46(7):1545-1556.

[25]PENCZEK S,KALUZYNSKI K,PRETULA J.Phosphorylation of polyols with H3PO4:Towards simple synthesis of poly(alkylene phosphate)s[J].Phosphorus,Sulfur and Silicon,2009,184(8):1935-1945.

Phosphoester Cross-Linked Elastomer with Graphene Oxide:Synthesis and Application as Drug Carrier

SUN Huang-hui1,XU Zhi-zhen1,XIA Wei1,ZHANG Shu1,ZHANG Li-wei2,ZHANG Wen-qing1

(1.Shanghai Key Laboratory of Functional Materials Chemistry,East China University of Science and Technology, Shanghai 200237,China;2.Yunnan Linyuan Perfume Co.Ltd,Yuxi 651100,Yunnan,China)

Based on a facile crosslinked reaction between diphosphoesters of polytetramethylene-oxide glycol (PTMEG1000-P) and diglycidyl ether of polyethylene glycol (PEG-E) prepared without any phase-transfer catalyst with graphene oxide (GO),a new series of degradable crosslinked phosphoester polymers (CPs) were prepared and characterized.The relevant experiments suggested good mechanical and degradable properties of the polymers.GO played an important role for the properties of CPs polymers,such as mechanical property and degradation rate.Drug release tests and biological cytotoxicity studiesinvitrosuggested that the polymers had great potential applications in drug delivery systems.

graphene oxide; phosphate ester bond; biomaterials; drug carrier

1006-3080(2016)04-0513-08

10.14135/j.cnki.1006-3080.2016.04.012

2016-03-28

云科合發(2014)5號; 云南合作院士工作站資助

孫黃輝,男,山東煙臺人,博士生,研究方向為生物材料。E-mail:apll0105@live.cn

通信聯系人：張文清,E-mail:zhwqing @ecust.edu.cn

R318.08

A