生物可降解材料文獻探討

2002 年余敏芝[1]利用超臨界流體製程製備生物可分解的多孔聚酯類基質 (包括 PDLLA、PLLA、PLGA50:50 及 PLGA85:15 四種聚合物)，探討製膜所用 的溶劑及超臨界操作條件如壓力、浸漬時間及洩壓時間對基質形態的影響。並利 用DSC 探討經超臨界流體處理後基質的熱性質，以 XRD 鑑定其是否有結晶性，

果顯示，超臨界操作條件對基質外部及內部形態均有所改變。基質的孔徑會隨著 操作壓力的升高而增大，而經快速洩壓卻可以得到高孔隙度但孔徑較小的基質。

由XRD 及 DSC 結果得知對於無定形的聚合物經不同的超臨界操作條件處理後其 Tg 均會降低且產生結晶性質。在體外降解方面，PLGA50:50 聚合物的降解及侵 蝕速率比 PLGA85:15 來得快，而多孔的 PLGA50:50 基質的降解速率又比緻密 PLGA50:50 薄膜還快。

吳侑峻[2]利用組織工程的策略來進行聚乳酸—聚乙醇酸高分子支架的製備 改良以及利用老鼠頭蓋骨的生骨母細胞來進行各種支架評估，以期望找出適合發 展骨組織工程的良好支架，Fig.3-2 為支架隻表面形態，研究結果發現孔洞差異 性在於 125-500μm 對於老鼠生骨母細胞並無明顯影響，但是使用不同生物材料 進行支架表面改質，卻會造成細胞行為的改變。在促進細胞黏著與增生方面，膠 原蛋白會有促進的效果，而葡萄胺聚糖則有抑制的結果；在分化能力方面，葡萄 胺聚糖則是有促進效果，而膠原蛋白則有抑制效果。

Fig.3-2 支架表面形態孔洞分佈圖[2]

2002 年Chun-Jen Liao[3]開發了一種使用有機溶劑溶解聚乳酸-聚乙醇酸 (PLGA)，並與氯化鈉混合後注入於模具中加壓成形，成形之後將成品浸泡於水 中來溶解支架內的氯化鈉，使其形成多孔性結構，從實驗結果得知支架的孔隙綠 皆可高於85%，並且具有良好的孔洞相連性，如Fig.3-3所示，且氯化鈉顆粒粒徑 是可以被控制，此製程可簡單的製作出三維多孔人工支架。

Fig.3-3 利用澆鑄成形的方式製作出支架之表面形態[3]

陳繼民[4] 以硫酸鈣複合磷酸鈣以及磷酸鈣材料為主體，利用冰糖與石蠟為 致孔劑製作出多孔支架，並且探討不同之製程條件，來提昇材料之抗壓強度及孔 隙度。以SEM 對材料表面型態觀察，並量測機械性質與孔隙度，再以 X-Ray 對 浸漬試驗以後之多孔隙陶瓷做分析。在細胞培養的部分則以紐西蘭大白兔作為實 驗對象；分別在兔子股骨內側側韌帶附著點上方0.5 公分的部位，製造出一個直 徑約 5mm、深 10mm 的骨缺陷，再分別填充孔徑為 442μm、340μm、256μm、

150μm 大小之人工支架做為替代，植入時間固定為十週。到達設定時間以後犧牲 兔子，取出試片，經固定、H&E 染色後，以光學顯微鏡觀察組織。研究結果得 知藉由控制冰糖與石蠟之粒徑大小，可得與初始冰糖與石蠟粒徑相似之孔徑，隨 著造孔劑含量之增加，孔隙度亦隨著增加。在動物實驗結果顯示，所植入的試片 經生物性評估，不具毒性，且在十週以後，硫酸鈣粉末全部被吸收，僅少部分磷 酸鈣粉末殘留。而在植入不同孔徑之孔隙陶瓷，其對骨引導之效果以 256μm 為 最佳，150μm 次之。

2004 年 Guobao Wei[5]利用結合奈米氫氧基磷灰石(N-HAP)與聚乳酸(PLA) 複合材料，並利用熱誘導式向轉換法(TIPS)來製備生物多孔性支架，聚乳酸在氫 氧基磷灰石的混合下明顯的提高PLA 整體的強度，如 Fig.3-4 所示，並保持良好 的蛋白質吸附性以及多孔性。從研究結果得知利用 HA/PLA 之複合材料所製作 出來的3D 支架有良好的機械強，且支架的附著性良好。

Fig.3-4 複合材料拉伸強度[5]

2005 年周祐靚[6]利用大氣電漿的方式針對支架材料(PLGA)表面進行改質，

改變材料表面粗糙度或分子結構組成，以增加材料的親水性及生物相容性，製作 出具備適當的機械強度與生物相容性的支架。從本論文研究結果可以得知，

PLGA 經大氣電漿改質後親水性能力會上升，且其表面粗糙度會上升並有奈米特 性產生，可使細胞更容易貼附於支架上且幫助細胞之生長。而在基因的表現上，

經電漿處理完後其Type II Collagen、aggrecan 表現量有增加的趨勢，所以期望大 氣電漿表面修飾特性，能改善材料生物相容、親水性、組織適應性等。

2007 年郭明瑞[7]利用混摻不同比例50、100、500 及 1000 ppm 之缺鈣氫氧 基 磷 灰 石 (nano-calcium deficient Hydroxyapatite ； nCDHA) Poly-(lactide-co-glycolide) (PLGA)溶液中製成薄膜材料，培養老鼠骨髓基質幹細 胞(BMSC)於材料上，探討在各濃度之細胞相容性及基因表現。由本研究結果發 現混摻不同比例50、100、500 及 1000 ppm 奈米陶瓷之材料表面顯示粒徑隨濃度 漸變大然後再變小，且由細胞相容性實驗發現，細胞貼附與表面奈米粒徑大小有 關，然而在50 ppm 有較好之細胞貼附和 ALP、OCN 基因表現量，且能維持 ALP 表現量至14 天。接著再將最佳濃度 50 ppm 之 PLGA 奈米複合材料，利用大氣 電漿接枝上重組之貼附蛋白質(cellulose-binding domain-arginine-glycine-aspartic acid；CBD-RGD)，由 ESCA 分析顯示 N 基在接枝 RGD 後增加且 C-N 鍵亦增加，

再由接枝後之接觸角上升可證明 CBD-RGD 成功接枝在材料表面，且接枝上 CBD-RGD 之 PLGA 有較好之細胞貼附及 ALP 基因表現。由以上述可得知，奈 米陶瓷不僅能促進 BMSC 細胞貼附且能維持基因表現量，然而大氣電漿是強大 且方便之工具，電漿改質後不僅能促進細胞貼附且能有效接枝 CBD-RGD 於

PLGA 表面。

2009 林兆旋[8]利用射出成形的方式將生醫複材製成骨釘，作為骨骼手術之 固定物，生醫陶瓷/塑膠複材由氫氧基磷灰石(HAP)與聚乳酸(PLA)組成，研究製 作出可替代金屬骨釘複合材料。氫氧基磷灰石以重量10wt%、20wt%、40wt%含 量添入聚乳酸基材，複合材料之製程參數由試驗得到最佳參數，試片根據ASTM 標準已成功製備出射出成型的拉伸、衝擊模具。複材的微結構和性質由SEM 與 萬能試驗機之評估已得到比較成果。氫氧基磷灰石含量達到40 wt%其抗拉強度 27.41MPa、抗衝擊強度為 2.549kgf.cm/cm、三點抗彎強度為 75.38MPa，實驗結 果顯示40wt%之複材其硬度比其他含量高且脆，雖抗拉強度能力不佳但基本上其 抗衝擊能力與磨耗性能仍不錯，Fig.3-5 為含量 40wt%時 HA 在 PLA 基材中的分 佈情形。實驗結果利用射出成型技術已製備出氫氧基磷灰石/聚乳酸複材之植入 骨釘。

Fig.3-5 添加 40wt%HAP 分散狀況[8]

2009 年 Adam Kramschuster [9]利用超臨界流體輔助射出成形的方式製作人 工支架，支架基材使用生物可降解材料聚乳酸PLA，致孔劑則使用氯化鈉及水

Fig.3-6 PLA/NaCl 射出成形支架表面形態[9]

Fig.3-7 PLA/HA/NaCl 射出成形支架表面形態[9]

2009 年 Andrzej K. Bledzki[10]利用聚乳酸PLA 做為測試基材，添加人工纖 維及天然纖維進行拉伸、彎曲及衝擊試驗，探討藉由複材的方式來提升 PLA 的 機械強度，纖維的添加比例為30 wt%，從實驗的結果得知添加人工及天然纖維 後皆可明顯的提升PLA 機械強度及硬度，從 SEM 所拍攝的斷面圖可看出加入芭 蕉纖維後可改善接合的情形，如 Fig.3-8 所示，因此可提升其強度，而人工纖維

則相反，原因為人工纖維的表面較為光滑，複材接合情況較差，因此強度較低。

Fig.3-8 PLA/Fiber 斷面顯微圖[10]

參考文獻整理：

文獻中早期的製程主要是利用有機溶劑澆鑄的方式去成形支架，但有機溶劑 主要的缺點為對人體有害，因此使用此方法較為不妥，到後期許多文獻利用射出 成形搭配超臨界流體的方式去成形支架，得到良好的效果，但超臨界設備的費用 過高，因此在成本考量上也是一大問題，因此本研究利用崁入式射出成形/鹽析 法的方式去製作多層圓柱多孔支架，但隨著致孔劑的含量增加，支架在成形上也 越困難，因此可搭配水解性高分子PVA 去改善此問題。