邢濱，趙紅，齊民，劉煉，楊大智
（大連理工大學(xué)材料科學(xué)與工程系，遼寧大連116024）
Fabrication and primary degradation morphology of biomedical microporous polymer coatings
XING Bin, ZHAO Hong, QI Min, LIU Lian, YANG Da-zhi
( Dapartment of Materials Science and Technology, Dalian University of Technology, Dalian 116024, China )
Abstract：The fabrication technology of microporous lactic/glycolic acid polymer (PLGA) coatings on 316L stainless steel matrix was studied in the paper. The effects of air humidity, temperature, concentration of the polymer solution on the diameter and density of the pores were investigated by scanning electron microscopy (SEM) , and a coating homogeneous in size and distribution of the pores was formed on 316L stainless steel matrix. Furthermore, the primary degragation experiment of the microporous coatings in hank’s solution was carried out and the degradation morphology was described in the paper. The fabrication technology will be used to make microporous polymer drug coating on 316L stainless steel stents.
Key words：PLGA；microporous coating；degradation in vitro
摘要：主要研究了316L不銹鋼基體表面微孔聚丙交酯/乙交酯（PLGA）高分子載藥涂層的制備技術(shù)，探索出空氣濕度、溫度、涂膜液的濃度等參數(shù)對涂層表面的孔徑影響的規(guī)律，制備出孔徑均勻的不銹鋼表面PLGA涂層，并對微孔涂層在人工模擬體液（hank’s溶液）中的初始降解（3個星期）形貌進行了考察，從而為開發(fā)心血管介入治療不銹鋼支架上的微孔載藥涂層技術(shù)奠定基礎(chǔ)。
關(guān)鍵詞：PLGA；微孔膜；體外降解
中圖分類號：TG178；TB324 文獻標(biāo)識碼：A
文章編號：1001-9731（2004）增刊-2307-03
1 引言
支架植入術(shù)目前已經(jīng)成為冠心病治療的重要手段，但支架植入后再狹窄的發(fā)生率仍為13%～20%，甚至高達34%[1]，這成為制約介入治療技術(shù)發(fā)展的嚴(yán)重障礙。藥物涂層支架：即在支架的表面涂敷藥物載體涂層，通過支架上的藥物緩釋來抑制再狹窄，成為治療再狹窄的有效手段。PLGA由于其具有良好的生物相容性及降解性而成為藥物載體的極佳材料[2,3]。本項研究開發(fā)出一種不銹鋼表面微孔PLGA涂層的制備技術(shù)，旨在改善PLGA降解能力及載藥能力，并在人工模擬體液（Hank’s溶液）中進行體外降解實驗，通過掃描電子顯微鏡，對PLGA涂層初始降解形貌的變化進行了考察。
2 實驗
2.1 材料的準(zhǔn)備
實驗中選用的高分子涂層材料為自制的PLGA(90∶10)。選的不銹鋼基體為相同大小的退火態(tài)的316L不銹鋼塊。不銹鋼塊的表面機械拋光后清洗，備用。選用的降解介質(zhì)溶液為模擬體液的Hank's溶液[4]，配置方法及組成如下：1000ml H2O中加入8.0gNaCl，0.4gKCl，0.14gCaCl2，0.35gNaHCO3，1g葡萄糖，0.1gMgCl2·6H2O，0.06gMgSO4 ·7H2O，0.06gKH2PO4，0.06gNa2HPO4·12H2O，用NaOH和HCl調(diào)節(jié)溶液的pH值為7.4。
2.2 實驗過程
2.2.1 PLGA涂層的制備
分別配置質(zhì)量百分比濃度為2%和4%的PLGA涂膜液，溶劑為氯仿（CHCl3）。在不同的溫度和濕度條件下，將不同濃度的PLGA涂膜液涂覆在拋光后的不銹鋼塊的表面上。待溶劑完全揮發(fā)后，PLGA即在不銹鋼基體的表面上形成凝膠狀薄膜，從而得到在不同的涂膜條件下（濕度、溫度、涂膜液濃度）制備的PLGA涂層。
2.2.2 PLGA涂層表面形貌的觀察
對制成的PLGA涂層試樣的表面做噴銀處理，然后在電子掃描電鏡下觀察涂層的表面形貌，由于PLGA不導(dǎo)電，采用較低的加速電壓進行掃描電鏡觀察。
2.2.3 PLGA涂層的體外降解實驗
把制備的PLGA涂層試樣放入盛有模擬體液的錐形瓶中，然后置入溫度設(shè)定在37℃的HZQ－F160A型高低溫恒溫振蕩培養(yǎng)箱中做體外降解試驗。模擬體液每3天更換一次，同時試樣的表面用去離子水沖洗，以減少PLGA涂層由于本身降解產(chǎn)生的自催化作用的影響[5]。3個星期后，將試樣取出，用去離子水沖洗、干燥，噴銀后用電子掃描電鏡觀察涂層在降解初期表面形貌的變化。
3 實驗結(jié)果與分析
3.1 濕度對PLGA涂層形貌的影響
當(dāng)溫度、涂膜液的濃度一定時（10℃，2%），在濕度較低的條件下（RH=30%）制備的PLGA涂層的表面比較光滑和致密（圖1(a)）；在濕度較高的條件下（RH=70%）制備的PLGA涂層的表面有大量的微孔存在，其大小一般為1~2μm（圖1(b)）；隨著濕度的增大，形成的孔洞的尺寸隨之增大，分布也變得越來越密集，當(dāng)濕度達到90%時，孔的尺寸增大到4~6μm（圖1(c)）；當(dāng)濕度進一步增大時，孔洞的尺寸可以達到10μm左右（圖1(d)）。
PLGA溶液在316L不銹鋼基體表面成膜的過程是一個溶劑的揮發(fā)和水氣的吸入的組合過程。當(dāng)空氣的濕度足夠小時，形成致密膜，當(dāng)空氣的濕度足夠大時，溶劑CHCl3是親水性介質(zhì)，大量的水氣進入PLGA溶液的表面，并且使聚合物溶液發(fā)生了相分離的現(xiàn)象，從而導(dǎo)致了表面孔洞的形成。這與以前的利用蒸發(fā)溶劑的方法可以制作微孔膜的報導(dǎo)是一致的[6]。隨著吸入的水氣的增多，孔的尺寸增大，分布越來越密集。所以空氣濕度對孔洞的大小和分布有較大的影響。
3.2 溫度與溶液的濃度對PLGA涂層形貌的影響
圖2為在濕度為90%，溫度為10℃時，不同濃度（2%和4%）的涂膜液形成的涂層形貌，可以看出當(dāng)溫度與濕度一定時，盡管濃度變化不大（由2%增加到4%），但是涂層表面的孔徑變小。濃度低的涂膜液因為溶劑揮發(fā)速度慢，涂層凝固慢，涂層與潮濕空氣接觸的時間長，吸入的水氣的容量較大，所以形成的微孔膜的孔徑（圖2(a)）要略大于濃度高的溶液形成的微孔膜的孔徑（圖2(b)）。而當(dāng)濕度與涂膜液的濃度一定時，溫度由10℃提高到30℃時，對于涂層的表面形貌的影響并不明顯。
3.3 PLGA涂層在降解的初期表面形貌的變化
分別對致密涂層和微孔涂層進行三周降解實驗，經(jīng)掃描電鏡形貌觀察普遍存在著泛白起皺的現(xiàn)象。由SEM照片我們可以看出在濕度較低的條件下（RH=30%）制得的PLGA致密涂層，在降解3周后，表面變得粗糙，且有少量的孔洞出現(xiàn)（圖3）。在濕度較高的條件下（RH=70%）制備的PLGA微孔涂層在降解21天后，孔洞的尺寸增大（圖4）。因此，不銹鋼表面PLGA涂層的降解過程是孔的形成（對于致密膜）和孔徑增大（對于微孔膜）的過程，微孔涂層將使PLGA的降解過程加快。
PLGA涂層在模擬體液等水性環(huán)境中主要進行是水解降解，PLGA的水解是個復(fù)雜的過程，可分3個階段：
（1）吸水階段，水分子從PLGA的間隙入，與酯鍵形成氫鍵，并且伴隨著酯鍵的解；
（2）加速降解階段，由于酯鍵斷裂形成羧端基，H+濃度高，pH值減小，從而產(chǎn)生了“自加速”現(xiàn)象。
（3）可溶性齊聚物的溶解。
4 結(jié)論
（1）利用溶劑蒸發(fā)相轉(zhuǎn)變的技術(shù)，通過控制氣的濕度、涂膜液的濃度，可以在基體上制備出孔均勻的PLGA高分子微孔涂層。
（2）PLGA微孔涂層在模擬體液中的初期降過程主要是沿著孔洞的邊緣進行的。
參考文獻：[1] Savage M P, Fischman D L, Rake R, et al. Efficacy of coronary stenting versus balloon angioplasty in small coronary arteries. Stent Restenosis Study (STRESS) Investigators[J]. J Am Coll Cardiol,1998, 31:307-311.
[2] Lewis D H. Biodegradable Polymers as Dray Delivery systems, New York, 1990.
[3] Dunn R L, Polymeric Drugs and Drug Delivery Systems [M]. Washington, DC: American Chemical Society, 1991.
[4] Mou Zhanqi, et al. Effect of different artificial body fluids and their pH on corrosion of biomedical metallic materials [J].Journal of Chinese Society for Corrosion and Protection (in Chinese), 1998, 18(2): 126-130.
[5] Witt C, Kissel T. Morphological characerization of microspheres, films and implants prepared from poly (lactide–co–glycolide) and ABA triblock copolymers: is the erosion cotrolled by degradation, swelling or diffusion? [J.] European Journal of Pharmaceutics and Biopharmaceutics, 2001, 51: 171-181.
[6] Kawai T. Lee Y M [J]. Polymer, 1997, 36: 1631.
基金項目：國家高新技術(shù)研究發(fā)展計劃（863計劃）資助項目（2002AA326010）
作者簡介：邢濱（1977－），男，遼寧大連人，碩士研究生，主要從事生物醫(yī)用材料的研究。（E-mail: zhaohong @ dlut.edu.cn）, Tel: 0411-84708441
論文來源：中國功能材料及其應(yīng)用學(xué)術(shù)會議,2004年,9月12-16日
