可光交聯的可注射水凝膠研究

李亞超，査劉生

（東華大學 材料科學與工程學院 纖維材料改性國家重點實驗室，上海 201620）

可注射水凝膠注射前為流動的液體，注射到人體病變部位后經過特定的化學反應或外界刺激（如溫度變化、pH變化、光輻照等）發生凝膠化，形成不能流動的固態水凝膠［1］。由于形成的固態水凝膠與病變部位完全貼合并產生黏附，因此可注射水凝膠在修復受損的人體關節軟骨方面有廣闊的應用前景［2］。基于化學反應發生凝膠化的可注射水凝膠雖然具有良好的穩定性和力學性能，但通常需要添加引發劑、交聯劑等反應性小分子化合物，注入人體后存在對細胞或組織有毒性作用的問題［3］。基于外界刺激發生凝膠化的物理交聯可注射水凝膠避免了添加有毒小分子化合物的問題，具有良好的生物相容性，但通常力學性能較差，尤其是抗壓縮性能差，難以滿足修復受損軟骨的要求［4］。基于光化學反應的光交聯可注射水凝膠結合了化學交聯可注射水凝膠和物理交聯可注射水凝膠的優點，既有良好的力學性能，又有良好的生物相容性，因此是今后軟骨修復用可注射水凝膠的主要發展方向［5］。

聚乙烯醇（PVA）是一種常見的水溶性聚合物，具有無毒、生物相容性好、生物黏附性好、成本低等諸多優點，是目前美國食品與藥品管理局認可的可用于醫療用品的少數合成高分子材料之一［6-7］。

為開發綜合性能優良的軟骨修復用光交聯可注射水凝膠，本工作采用甲基丙烯酸縮水甘油酯（GMA）對PVA進行接枝改性，然后用改性PVA（MPVA）與低毒性的水溶性光引發劑配制可注射水凝膠，研究了PVA醇解度、GMA接枝率、光引發劑用量、紫外光強度以及輻照時間對光交聯后可注射PVA水凝膠抗壓縮性能的影響。

1 實驗部分

1.1 主要原料和試劑

PVA1788（聚合度1 700，醇解度87%～89%）、PVA1795（聚合度1 700，醇解度92%～94%）、PVA1799（聚合度1 700，醇解度98%～99%）、光引發劑2959（純度大于等于98%）：阿拉丁試劑（上海）有限公司；GMA：純度大于95%，梯希愛（上海）化成工業發展有限公司；二甲基亞砜（DMSO）、丙酮：分析純，上海凌峰化學試劑有限公司；對二甲氨基吡啶（DMAP）：分析純，國藥集團化學試劑有限公司；蒸餾水：上海亞榮生化儀器廠SZ-93型自動雙重純水蒸餾器制備。

1.2 PVA改性與純化

稱取3 g PVA于三口燒瓶中，加入45 mL DMSO，加熱攪拌溶解后冷卻至室溫。再加入0.066 g DMAP和定量GMA，充分攪拌溶解。升溫至60℃后保溫反應6 h，冷卻至室溫得到粗產物。將粗產物緩慢加入丙酮中同時攪拌，倒掉上層清液后再用丙酮兩次洗滌產生的沉淀物，最后用醫用紗布過濾，將濾渣放在真空干燥箱中，于室溫條件下干燥12 h，即得到純化的MPVA。使用不同醇解度的PVA或改變GMA用量，制備了一系列MPVA。MPVA的配方見表1。

表1 MPVA的配方Table 1 Preparation formula of MPVA

1.3 可注射水凝膠的配制

稱取1.0 g MPVA加入到10 mL蒸餾水中，再加入定量光引發劑2959，邊攪拌邊加熱到50 ℃使它溶解，最后通過超聲波振蕩脫除其中氣泡，制得外觀透明且具有流動性的可注射水凝膠，見圖1。

圖1 可注射水凝膠的外觀Fig.1 Appearance of injectable hydrogel.

1.4 紫外光輻照可注射水凝膠制備塊狀水凝膠

將配制的可注射水凝膠注入到內徑為12 mm的筒狀透明塑料模具中，采用深圳市禾盛邦科技有限公司波長為365 nm的UVP18-6343型紫外光輻照儀在一定光強度下照射一定時間，得到不可流動的透明塊狀水凝膠，見圖2。

1.5 測試與表征

1.5.1 MPVA的1H NMR表征

使用瑞士Bruker公司Avance600型核磁共振波譜儀測定MPVA的1H NMR譜圖，溶劑為氘代DMSO。根據1H NMR中有關譜峰的相對面積計算PVA分子鏈上GMA的接枝率。

圖2 紫外光輻照后可注射水凝膠的外觀Fig.2 Appearance of injectable hydrogel after UV irradiation.

1.5.2 光輻照后形成的塊狀水凝膠的抗壓縮性能

使用美國英斯特朗公司Instron5969型電子萬能材料試驗機測試紫外光輻照后形成的塊狀水凝膠的壓縮強度和壓縮形變率。試樣直徑為12 mm，壓縮速度為5 mm/min，壓縮形變率上限設定為90%。

1.5.3 光輻照后形成的塊狀水凝膠的平衡溶脹度

將光輻照后形成的塊狀水凝膠進行冷凍干燥并稱重（記作m1），然后將凍干的試樣置于100 mL蒸餾水中浸泡72 h（72 h后水凝膠的質量不再發生變化，即達到溶脹平衡），取出后用濾紙吸去表面的水分并稱重（記作m2）。按式（1）計算水凝膠的平衡溶脹度（α）。

2 結果與討論

2.1 優選醇解度合適的PVA

由于GMA分子中的環氧基具有親電性，在DMAP的催化作用下，環上空間位阻效應較小的亞甲基與PVA分子側鏈上的羥基發生親電取代反應，使環氧基開環，同時使GMA接枝到PVA分子側鏈上，得到MPVA。合成MPVA的反應示意見圖3。

圖3 合成MPVA的反應示意Fig.3 Reaction formula of synthesizing MPVA.DMSO：dimethyl sulfoxide；DMAP：p-dimethylaminopyridine.

不同醇解度PVA合成的MPVA及PVA1788的1H NMR譜圖見圖4。由圖4可知，化學位移δ分別為6.0，5.6的a峰和b峰歸屬于MPVA分子側鏈上接枝的甲基丙烯酰基中與同一個雙鍵碳相連的兩個氫（CH2=C），δ分別為4.7，4.5，4.2的c峰、d峰和e峰歸屬于MPVA分子側鏈上未反應的羥基氫，f峰為水峰，g峰為溶劑峰［8］，由此說明MPVA為圖3中所示的產物結構。根據1H NMR譜圖中a峰和b峰的相對面積之和，c峰、d峰、e峰的相對面積之和，以及PVA的醇解度，通過式（2）可求出GMA在MPVA分子鏈上的接枝率。

式中，G為接枝率，%；Aa+b為1H NMR譜圖中a峰和b峰的相對面積之和；AD為醇解度；Ac+d+e為1H NMR譜圖中c峰、d峰、e峰的相對面積之和。

不同醇解度PVA合成的MPVA制備的可注射水凝膠在紫外光輻照后的壓縮應力-應變曲線見圖5。

由圖5可得到形成的塊狀水凝膠的抗壓縮性能指標。MPVA分子鏈上GMA的接枝率及可注射水凝膠光輻照后的抗壓縮性能見表2。

圖4 不同醇解度PVA合成的MPVA和PVA1788的1H NMR譜圖Fig.4 1H NMR spectra of MPVA synthesized by PVA with different alcoholysis degree and PVA1788.

由表2可知，隨著PVA醇解度的增大，GMA的接枝率提高。這是因為PVA的醇解度越高，側鏈中羥基的含量越高，這樣就有更多的羥基與GMA發生親電取代反應。由表2還可知，采用PVA1795和PVA1788制備的可注射水凝膠光輻照后的壓縮強度和壓縮形變率相差不大，抗壓縮性能均明顯優于PVA1799制備的可注射水凝膠。這可能是由于在GMA用量相同的情況下，采用PVA1799制備的MPVA分子鏈中GMA接枝率最高，光輻照后形成的塊狀水凝膠交聯度最高，在壓縮應力作用下能量不易耗散，容易出現碎裂。另外，由于PVA1788的水溶性比PVA1795好，制備可注射水凝膠所需時間短、耗能少，因此確定選用PVA1788制備可光交聯的可注射水凝膠。

圖5 不同醇解度PVA制得的可注射水凝膠光交聯后的圧縮應力-應變曲線Fig.5 Compressive stress-strain curve of photocrosslinked injectable hydrogels prepared with PVA with different alcoholysis degrees.Conditions：photoinitiator mass concentration 0.001 g/mL，UV light intensity 40 mW/cm2，irradiation time 15 min.

表2 MPVA分子鏈上GMA的接枝率及可注射水凝膠光輻照后的抗壓縮性能Table 2 Grafting ratio of GMA on the molecular chain of MPVA and the ompressive strength of the injectable hydrogels after UV irradiation

2.2 GMA用量對光輻照后可注射水凝膠抗壓縮性能和平衡溶脹度的影響

不同GMA用量制備的可注射水凝膠光輻照后的抗壓縮性能和平衡溶脹度見表3。由表3可知，隨著GMA用量的增加，MPVA分子鏈上GMA的接枝率逐漸升高，這是因為反應體系中有更多的GMA與PVA側鏈中的羥基發生親電取代反應。隨著GMA用量的增加，水凝膠的壓縮強度和壓縮形變率都逐漸降低，壓縮性能變差。這是因為光輻照后形成的塊狀水凝膠是由交聯的PVA網絡和未交聯的PVA分子鏈組成，前者作為剛性骨架使水凝膠具有一定形狀，后者受到壓縮時易產生滑移，通過使水凝膠產生壓縮形變而耗散能量。二者綜合作用結果使得水凝膠具有一定的壓縮強度和壓縮形變率。GMA接枝率越低，MPVA中具有光反應活性的甲基丙烯酰基含量越少，相應地未交聯的PVA分子鏈越多，水凝膠的抗壓縮性能越好。但如果GMA接枝率過低（如試樣MPVA88-0.10），光輻照后難以形成具有固定形狀的塊狀水凝膠，這是由于交聯密度過低，形成的交聯網絡不能有效固定水分子。由表3還可知，隨著GMA接枝率的增加，光輻照后水凝膠的平衡溶脹度逐漸降低。這是因為MPVA分子鏈中具有光活性的甲基丙烯酰基越多，在同樣的光引發劑用量和光輻照條件下，形成的水凝膠網絡中交聯度越大。因此，選用GMA接枝率為1.24%的MPVA制備可光交聯的可注射水凝膠。

2.3 光引發劑用量對光輻照后可注射水凝膠抗壓縮性能的影響

光引發劑2959具有光引發效率高、水溶性好、毒性低等特點，是制備生物醫用材料常用的光引發劑［9］。采用MPVA88-0.12與不同用量光引發劑2959配制的可注射水凝膠，在相同光輻照條件下得到的塊狀水凝膠的壓縮強度見表4。

表3 不同GMA用量制備的可注射水凝膠光輻照后的抗壓縮性能和平衡溶脹度Table 3 Compressive strength and swelling ratios of injectable hydrogels prepared with different amounts of GMA after UV irradiation

表4 不同用量光引發劑制備的可注射水凝膠光輻照后的壓縮強度Table 4 Compressive strength of injectable hydrogels prepared with different amounts of photoinitiator after UV irradiation

由表4可知，隨著光引發劑用量的增加，水凝膠的壓縮強度呈現先上升后下降的趨勢。這是由于在同樣的紫外光輻照條件下，隨著光引發劑用量的增加，形成的水凝膠的交聯度相應提高。但過高的交聯密度同樣會導致水凝膠在壓縮應力作用下能量不易耗散，容易出現碎裂。因此，選用光引發劑用量為0.002 g/mL制備可光交聯的可注射水凝膠。

2.4 輻照強度和時間對塊狀水凝膠抗壓縮性能的影響

采用GMA接枝率為1.24%的MPVA和0.002 g/mL的光引發劑配制可注射水凝膠，在不同紫外光輻照條件下形成的塊狀水凝膠的壓縮強度和平衡溶脹度見表5。

表5 不同紫外光輻照條件下形成的塊狀水凝膠的壓縮強度和平衡溶脹度Table 5 Compressive strength and equilibrium swelling degree of massive hydrogels formed under different ultraviolet radiation conditions

由表5可知，隨著光強度的增加，水凝膠的壓縮強度呈現先上升后下降的趨勢，而平衡溶脹度呈現先降低后上升的趨勢。這是因為在其他條件相同的情況下，紫外光強度越高，光引發速率越快，MPVA發生交聯反應的程度會相應提高，使得形成的水凝膠網絡中交聯點增多。但紫外光強度過高，會導致部分聚合物鏈發生斷裂，水凝膠交聯度下降，導致壓縮強度降低。因此，確定波長為365 nm紫外光輻照可注射水凝膠的光強度為40 mW/cm2。由表5還可知，隨著輻照時間的延長，水凝膠的壓縮強度也呈現先升高后降低的趨勢，而平衡溶脹度也是呈現先降低后上升的趨勢。這是因為在其他條件相同的情況下，輻照時間越長，形成的水凝膠的交聯度越高，壓縮強度上升。但如果輻照時間過長，也會使聚合物鏈發生斷裂，結果同樣導致水凝膠交聯度下降，壓縮強度降低。因此，確定紫外光輻照可注射水凝膠的時間為15 min，最終優選出的可注射水凝膠的壓縮強度達到1.27 MPa，明顯優于人體軟骨的壓縮強度（0.50 MPa）。

3 結論

1）用GMA改性PVA得到分子側鏈接枝GMA的MPVA。

2）隨著GMA用量的增加或PVA醇解度的增大，GMA的接枝率逐漸升高。

3）選用PVA1788，在其分子鏈上接枝1.24%的GMA，與0.002 g/mL的光引發劑配制可注射水凝膠，以光強度為40 mW/cm2、波長為365 nm的紫外光輻照15 min，得到的塊狀水凝膠的壓縮強度可達1.27 MPa，優于人體軟骨的壓縮強度（0.50 MPa）。