原位（共）聚合改性HA及相关高分子复合材料

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摘要
在现代医学水平飞速发展的今天，传统医用的金属或合金材料、陶瓷及有机填充物等已越来越不能满足当前临床骨替代医疗工作的需要。

而作为高承载用移植材料，高分子材料在这一领域是一类有前景的材料。

基于综合羟基磷灰石（HA）优良的生物性能、高分子材料良好力学性能和加工性能的设想，目前有机高分子/HA复合材料成为骨损伤修复重建材料研究的热点。

论文的主要创新点是：（1）采用填料/单体原位聚合、填料/乙烯基三乙氧基硅烷(VTES)/单体原位共聚合技术，成功地将聚苯乙烯（PS）或聚丙烯酸丁酯（PBA）包覆（接枝）在微米羟基磷灰石（HA）和纳米三氧化二锑（NSb2O3）的表面，率先测定了包覆（接枝）在HA表面的PS链的分子量及其分布；（2）通过原位（共）聚合改性，在填料表面包覆PS或PBA链，使HA、NSb2O3在聚合物基体中均匀分散，显著提高了高抗冲聚苯乙烯（HIPS）/HA、PS/HA、高密度聚乙烯（HDPE）/HA复合材料以及HIPS/NSb2O3纳米复合材料的力学性能，确定了复合材料力学性能对无机粒子表面聚合物包覆层厚度、原位聚合方法和无机粒子尺寸的依赖关系，得到了填料表面临界的PS或PBA包覆层厚度；（3）和粘着磨损机理相比，磨粒磨损机理能够更好的解释高分子复合材料的耐磨性。

本论文主要研究内容和结论概括如下：
研究了HA/St、HA/BA和NSb2O3/St原位聚合动力学，结果证明这些无机粒子的存在对单体的聚合无阻聚作用，转化率均接近100%，聚合得到的PS的重均分子量在30万以上。

VTES与无机填料表面的羟基反应而接枝在无机填料表面，一方面接枝在无机粒子表面的硅烷提高了无机填料表面的亲油性，有利于与表面活性剂形成稳定的胶束，使原位共聚合得到的分子量比原位聚合得到的分子量高、分子量分布窄。

另一方面使无机填料表面带上乙烯基，与所选用单体进行原位共聚合反应，在无机填料表面形成的聚合物链以化学键作用为主的方式接枝在无机填料表面。

由于NSb2O3的小尺寸效应使NSb2O3比微米级HA具有更大的比表面积，在原位（共）聚合过程中，PS链在NSb2O3表面有更高的接枝率和接枝效率。

将微米HA，分别与HIPS、PS、HDPE复合制备了HIPS/HA、PS/HA、HDPE/HA 复合材料。

同时采用原位（共）聚合处理NSb2O3，并与HIPS共混复合，制备了HIPS/Sb2O3纳米复合材料，为后阶段采用纳米羟基磷灰石填充改性高分子材料提供基础。

系统地研究上述复合材料的微观结构、热性能、力学性能，并对增韧机理进行了探讨。

研究
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结果表明表面未处理的HA，尤其是NSb2O3在聚合物基体中易团聚，复合材料界面粘接状态差。

经过原位聚合处理后，包覆在无机颗粒表面的聚合物链起增容剂的作用，提高了基体与无机粒子之间的相互作用，促进了微、纳米无机粒子在复合材料基体中的分散，改善了基体与无机粒子之间的界面粘接强度；而原位共聚合使大部分聚合物链接枝在无机填料表面，因而微、纳米无机填料粒子在复合材料基体中的分散更均匀，基体与无机粒子之间的界面结合状态进一步改善。

填料表面原位聚合改性显著提高了HIPS/HA、PS/HA、HDPE/HA复合材料以及HIPS/NSb2O3纳米复合材料的拉伸性能和抗冲击性能，并存在一个临界PS或PBA包覆层厚度。

由于原位共聚合处理有利于PS 或PBA链在NSb2O3表面的接枝，得到的复合材料力学性能更优。

分散状态良好的纳米填料比分散状态良好的微米填料对聚合物基体具有更好的增强、增韧效果。

研究了HIPS/HA、PS/HA、HDPE/HA复合材料的磨耗性能，对磨损机理进行了探讨。

研究结果表明磨粒磨损机理能更好地解释高分子复合材料的耐磨性，且材料耐磨性的好坏更多地依赖于其韧性的高低。

经原位聚合改性的HA对HIPS、PS、HDPE的增强、增韧作用，提高了HIPS/HA、PS/HA和HDPE/HA复合材料的耐磨性能，且原位共聚合改性的HIPS/HA、PS/HA、HDPE/HA复合材料的耐磨性更佳。

关键词： 羟基磷灰石; 三氧化二锑; 高抗冲聚苯乙烯; 聚苯乙烯; 高密度聚乙烯;
原位聚合; 原位共聚合; 高分子复合材料
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Abstract
With the rapid development of medicinal techniques, the traditional medicine materials, such as metals or alloys, ceramics and organic compostes and so on, can not meet the needs of bone replacement and reconstruction. As the replacement materials for high load structure, polymer-matrix composites have a wide potential application in this field. Based on the assumption that combines the bioactivity of hydroxyapatite (HA) and the excellent mechanical and processing properties of polymer, the polymer/HA composites have attracted more and more attentions in bone replacement and reconstruction.
The innovative points in this dissertation are as follows: (1) The polystyrene (PS) or poly (butyl acrylate) (PBA) chains were successfully covered or grafted on the surface of micro-sized HA or nano-sized antimony trioxide (NSb2O3) particles via in situ filler/monomer polymerization or filler/vinyl triethyoxyl silane (VTES)/monomer copolymerization, the molecular weight and distribution of polymer covered (grafted) on the surface of HA particles were measued by gel permeation chromatography (GPC); (2) The PS or PBA chains covered or grafted on the surface of micro-sized HA or nano-sized NSb2O3 particles via in situ polymerization or copolymerization, enhance the dispersion of HA or NSb2O3 particles in polymer matrix, thereby improve the mechanical properties of HIPS/HA, PS/HA, HDPE/HA composites, and HIPS/NSb2O3 nanocomposites. The effects of the polymer-coated thickness on the surface of inorganic particles, in-situ polymerization process and the particles size on the mechanical properties of those composites were investigated, and found out the a critical polymer-coated thickness on the surface of inorganic particles; (3) The abrasion mechanism of polymer compostites was explained better by the abrasive wear than the adhesive wear.
The main contents and conclusions in the dissertation are divided into the following parts.
The kinetics of in situ HA/St, HA/butyl acrylate (BA) and NSb2O3/St polymerizations were invesitaged. The results indicated that these inorganic particles do not inhibit the polymerization of monomers, the conversion of monomers reach near 100%, and the weight-average molecular weight of PS on the surface of HA particles via in situ
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polymerization or copolymerization is higher than 300,000.
With the hydrolysis of alkyloxyl groups, reaction with silanol groups on the inorganic particles surface through dehydration and condensation to form Si-O bonds, VTES was grafted on the surface of inorganic particles, and vinyl groups were introduced on the particle surfaces. Thereby, the hydrophobility of the inorganic particles is improved, and can form stable emulsion micells for the followed in-situ copolymerization, the formed grafting copolymer has higher molecular weight and narrower distributuion than the those of the covering polymer via in-situ polymerization. In the other hand, the existence of vinyl groups favors the grafting reaction, the formed polymer chains are most grafted on the particle surfaces with high grafting percentage and efficiency. Due to the small dimensional effect, the grafting percentage and efficiency for in-situ NSb2O3/VTES/St copolymerization are higher than those for in-situ HA/VTES/St copolymerization.
High impact polystyrene (HIPS)/HA, PS/HA, high density polyethylene (HDPE)/HA composites were prepared with the micro-sized HA particles modified by in situ polymerization or copolymerization. At the same time, HIPS/NSb2O3 nanocomposites were also prepared with modified nano-sized NSb2O3 particles via in situ polymerization or copolymerization. It will provide with a primary background for develop polymer/HA nanocomposites in next stage. The microstructure, thermal behavior and mechanical properties of those composites were systematically investigated. The results showed that the unmodified HA and NSb2O3 particles are easy to aggregate, and the interfacial adhesion is poor between the un-modified particles with composite matrix. After these particles were modified by in situ polymerization, the polymer coated on the HA and NSb2O3 surface enhances the dispersion of HA and NSb2O3 in matrixes, and improves the interfacial adhesion. Especially, after the HA and NSb2O3 particles are modified by in situ copolymerization, there are more polymer chains grafted on the filler surface, thereby the inorganic particles, especially nanosiezd NSb2O3 particles are more uniformly dispersed in composite matrix due to strong interaction between the matrix and the grafting polymer on the surface of the modified particles. Either by in situ polymerization or in situ copolymerization, the tensile and impact properties of the above composites are improved remarkably. And there exists a critical coated thickness for the polymer on the inorganic particles. Since in situ copolymerization is favorable to graft PS or PBA chains onto the
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inorganic particles, the properties of these composites are better than thoses of the composites modified by in situ polymerization, and the reinforcing and toughening of nano-sized particles to polymer matrix are better than those of nano-sized particles to polymer matrix.
The wear properties of HIPS/HA, PS/HA, HDPE/HA composites were studies, and the abrasive abrasion mechanism was discussed. The results indicated that the abrasive wear can reasonably the abrasion behavior of polymer-matrix composites, and the toughness of composites is main factor for their wear resistance. Due to the reinforcing and toughening of the modified HA particles to HIPS, PS and HDPE, the wear properties of HIPS/HA, PS/HA, HDPE/HA composites are improved, and the mofication effect of in situ copolymerization is better than that of in situ polymerization.
Keywords: Hydroxyapatite; Antimony trioxide; High impact polystyrene; Polystyrene;
High density polyethylene; In situ polymerization; In situ copolymerization;
Polymer-matrix composite
独创性声明
本人声明所呈交的学位论文是我个人在导师指导下进行的研究工作及取得的研究成果。

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1 绪论
1.1引言
人体骨骼具有一定的再生和自修复能力，但由于创伤、感染、肿瘤以及发育畸形等原因造成了大的骨缺损，在单纯依靠骨的自修复无法愈合的情况下，则需采用骨移植手术治疗。

移植材料主要有自体骨、异体骨和合成材料，自体骨组织移植效果很好，但其缺点也是显而易见的，如数量十分有限、需要二次手术（即将骨从人体某一部位取出后再移植到损伤部位）、取骨区有一定的并发症[1]，甚至有可能会出现新的骨组织再生尚不完全而移植物已被全部吸收的情况[2]。

而异体移植虽不需两次手术，且具有自体骨的一些优越的组织特点，但移植骨在经消毒处理后会失去强度，部分或完全损失骨诱导因子[3]，并有感染HIV和肝炎等病毒的可能，而且制样、处理和存贮的成本很高，所以其应用受到很大限制[4]。

为了克服这些局限，人们开始研究可用作骨修复与重建用的人工合成材料，要求它们具有与人体骨骼相匹配的力学性能和骨传导、骨诱导作用。

羟基磷灰石（Ca10(PO4)6(OH)2，HA）是人体和动物骨骼、牙齿的主要无机成分，其晶体为六方晶系，属P63/m空间群，其晶胞参数为a=9.432Å、c=6.883Å、z=2[6]。

羟基磷灰石结构比较复杂，在（001）面的投影见图1-1[7][8]。

图1-1 HA晶体结构在001面上的投影
Fig. 1-1 Crystal structure of HA viewed along [001]
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从羟基磷灰石的晶体结构在（001）面上的投影可见，结构中存在着两种钙离子位置，一种钙离子位于上下两层的6个磷氧四面体之间，与这6个磷氧四面体当中的9个角顶上的氧离子相连，由于这种钙离子的配位数为9，在整个晶体的结构中形成了平行于c轴的较大通道，附加阴离子OH−则与其上下两层的6个钙离子组成配位八面体，而角顶的钙离子与邻近的4个磷氧4面体中的6个角顶上的氧离子相连接，由于这种钙离子的配位数是7，使羟基磷灰石晶粒一般以六方柱的晶型出现[7][8]。

与其他骨替代材料相比，由于HA与人体组织具有良好的相容性，并具有很好的骨引导作用、较好的抗疲劳能力，因此在新型骨替代材料研究领域中占有极其重要的地位。

但HA单独使用时，其力学性能较差，如脆性大、对负荷承载性差，不能完全适宜于骨组织工程的要求[5]，简单、有效的途径是将HA与其它材料进行复合。

1.2骨的结构及力学性能
1.2.1骨的组成成分
骨是天然的生物复合材料，磷酸钙类矿物相可占骨重量的60~70%，有机相中的90~95%为胶原蛋白，还有少量的非胶原性蛋白、多糖、脂类等[4]。

1.2.2骨的结构
骨具有复杂而精巧的分级结构（图1-2）[10]。

宏观上来看，骨由松质骨(Cancellous bone)和密质骨(Cortical bone)组成；在微米尺度上，骨的组成单元包括哈佛氏系统（Haversian system）、骨单位（Osteon）、骨板（Lamella）和胶原纤维（Collagen fiber）；在纳米尺度上，骨的最基本单元为胶原微纤(Collagen fibril)、矿物晶体和非胶原蛋白等[10]。

胶原微纤由胶原分子和矿物晶体组成，而胶原分子则由三股α螺旋结构的多肽链相互缠绕而形成三重螺旋结构，并在空间上彼此错开四分之一的位置组装构成胶原微纤，形成了孔区（40nm）与重叠区（27nm）相互交替的周期性结构。

盘状的磷酸盐晶体（平均尺寸大约为50 x 25 x 3 nm）处于这些分散的胶原分子孔区。

胶原提供了矿物沉积的模板，矿物在孔区择优形核。

骨矿的磷灰石晶体具有择优取向，其晶体学c 轴大致平行于胶原微纤的轴向，因而构成了骨的基本结构单元——矿化的胶原纤维（图1-3）[4][10]。

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图1-2 骨的分级结构组织
Fig. 1-2 Hierarchical structural organization of bone
图1-3 胶原微纤和胶原纤维阵列和骨矿物晶体示意图
Fig. 1-3 Schematic illustration for the assembly of collagen fibrils and fibers and bone mineral crystals
Macrostructure Microstructure Nanostructure 10-500 μm 3-7 μm 0.5 μm
1 nm
Bone
Crystals Collagen
Molecule
Collagen fiber
Collagen fibril Cancellous bone Cortical bone Lamella Osteon Haversian canal
Collagen fibril 1.23nm
Collagen molecules Hole zone
300nm 40nm 27nm
Protein triple helix
Bone mineral
crystal
50 x 25 x 3 nm
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哈佛氏系统是由一系列骨板（厚度约为3~7μm）所构成的层状结构，骨板中的胶原纤维相互平行排列，相邻骨板中的胶原纤维取向互成一定角度[11]。

每个哈佛氏系统或骨单位一般是由4~20个同心骨板围绕哈佛氏管构成，典型的骨单位的直径约为150~250 μm。

骨是一种多孔材料。

对皮质骨来说，其孔隙率约为5~30%，由骨陷窝、骨小管及V olksmann管构成，这些相互贯通的孔隙系统为骨的营养与代谢产物提供输运渠道；而松质骨是由板状或棒状的骨小梁相互交织构成的三维多孔网络，其孔隙率为30~90%[9]。

骨小梁的排列受生物力学规律的控制，孔洞大小不一，但彼此贯通，孔中充满骨髓组织。

松质骨和皮质骨的化学成分及真密度（单位体积矿化组织的质量）基本相同，但表观密度（单位体积骨的质量）差别较大，松质骨和皮质骨的表观密度分别为0.1~0.9g/cm3，1.8g/cm3。

骨中矿物相具有多样性，最主要的相是羟基磷灰石（Hydroxyapatite，HA），但含有CO32−、F−、Cl−、Na+、Mg2+等杂质离子；CO32−可取代OH−或PO43−的位置而形成碳酸磷灰石（CHA）；此外骨中还存在非晶磷酸钙（ACP）、磷酸八钙（OCP）、二水磷酸氢钙（DCPD）等多种矿物相，它们被认为是作为磷灰石的前体相而存在，最终演变而转化成HA[12]。

1.2.3骨的力学性能
骨可以被认为是由高分子基体（胶原纤维）和无机增强相（主要是HA）组成的复合材料，各组元在不同层面上的组成、结构和排列给予骨独特的力学性能，如高硬度、高强度、很强的各向异性和显著的粘弹性行为。

影响骨的力学性能的因素较多，如含水量、密度、孔隙率、矿物含量、胶原纤维的取向、有机和无机组分之间的界面键合、加载速率等。

干燥的骨样品具有较高的模量，但韧性、断裂强度及极限应变均较低[13]。

一般地，胶原纤维取向对骨的拉伸强度影响最大，其次是密度和孔隙率，再次是矿物含量。

研究表明骨的压缩强度与骨的表观密度的平方成正比，压缩模量则与骨的表观密度的立方成正比，二者均与应变速率的0.06次方成正比[10]。

含有较多纵向取向胶原纤维的哈佛氏系统，其拉伸强度与拉伸模量较高，而压缩强度与压缩模量较低[10][11]；而含有较多横向取向的胶原纤维的哈佛氏系统，压缩强度与压缩模量较高，而拉伸强度与拉伸模量较低。

此外，矿物含量的微小变化都会引起骨强度的显著改变，完全矿化的哈佛氏系统的拉伸强度和压缩强度均高于部分矿化的哈佛氏系统[4]。

同时，骨是粘弹性材料，其力学性能依赖于加载时间、速率及频率。

在较低的应变速率下，骨表现为韧性材料，而在较高的应变速率下，骨的断裂方式表现为脆性断裂行为[4]。

随着应变速率的增加，人皮质骨的极限强度和模量均增加，而极限应变和
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断裂韧性则先增加而后降低[14]。

1.3骨修复与重建用复合材料的研究进展
在现代医学水平飞速发展的今天，传统医用的金属或合金材料、陶瓷及有机填充物等已越来越不能满足当前临床医疗工作的需要，因此，各种新的骨替代材料不断涌现。

在设计骨修复与重建用复合材料时，最重要的是力学性能的设计。

尽管不同骨的力学性能不同，但径向的拉伸模量一般都在7~25GPa范围内[15]。

因为移植材料的硬度应与生物硬组织具备的承载能力相匹配[16]，所以在设计和制备硬组织替代材料时，力学行为是一个关键因素，以确保生物硬组织应力传递和骨骼愈合。

作为高承载用移植材料，高分子材料在这一领域具有广阔的前景。

理论上，高分子材料的化学结构能够根据需要而设计成在一定的时间内显示生物惰性或生物降解性。

目前，有机高分子/HA复合材料由于兼具HA优良的生物性能和高分子材料良好的力学性能、加工性能，已成为骨损伤修复重建材料研究的热点。

根据高分子材料生物学行为的不同，可将其分为两大类：生物降解高分子材料和生物惰性高分子材料。

1.3.1HA与生物降解高分子复合
生物降解高分子材料代替金属材料作为骨替代材料有许多优点[17]：
1.不需要二次手术；
2.其力学性能逐渐衰减，不会限制骨骼的生长；
3.和金属材料（高强度、高模量）相比，发生骨质疏松的危险较小；
4.克服了因金属腐蚀所带来的组织反应；
5.在计算机X射线断层扫描过程中，不会显示出人工制品的影像[18]。

许多可生物吸收高分子材料已逐渐应用于临床，如整形外科[19]、颅面、上颌面[20]等外科手术。

影响高分子材料生物降解性的因素主要为：（1）主链结构及柔顺性：因聚合物的主链中含有易水解键，如酯键、酰胺键、脲键等，因而容易生物降解；主链的柔顺性大，降解速度也大。

（2）分子量及其分布：许多由微生物参与的聚合物降解都是由端基开始的，高分子量的聚合物因端基数目少，降解速度较低。

一般地，对于宽分布的聚合物，总是低分子量部分先降解；（3）聚合物的形态结构：非晶态聚合物比晶态的较易生物降解。

用作骨科材料的可降解吸收高分子材料主要有胶原、聚酯、甲壳素及其衍生物等。

下面对此类材料作进一步阐述。

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1.3.1.1HA与胶原及其衍生物的复合
胶原（Collagen，Col）一般通过酸溶法或酶解法来获得，目前在骨替代材料中应用较多的是I类胶原。

由于天然骨为一种蛋白质/HA复合物，有关HA与胶原的复合物研究很多。

其复合物可以采用不同的方式而形成。

传统的方法是先按一定条件合成HA，然后与胶原复合。

Cui等[21]将HA在适当条件下沉积于不溶的I型胶原上，形成胶原/HA纳米复合材料。

冯庆玲等[22]利用仿生技术，制备了胶原/纳米羟基磷灰石（Col/nHA）复合材料，并检测了其对骨的修复性能。

Kazushi等[23]向Ca(OH)2悬浊液中滴加胶原—磷酸混合液，经过冷冻干燥部分脱水，在40℃及200MPa的条件下烧结生成磷灰石/胶原为9:1的复合材料，获得的复合物抗压强度约6.5MPa，杨氏模量约2GPa。

Wang等人[24]利用重结晶法把弱酸性（pH=3）的HA−胶原溶液用KOH滴定至弱碱性（pH=7.4），控制钙离子的饱和浓度来调节HA的结晶速度形成HA−胶原复合物。

这种复合材料结构是疏松的，断裂能约510J/m2。

与其它骨替代材料相比，HA/胶原复合物的生物相容性是很理想的，与骨组织也可达成理想的结合，有利于骨组织的重生，但其缺点是力学性能较差，尤其是缺乏足够高的湿态拉伸强度。

由于胶原在骨替代材料中的主要作用是填充无机粒子间的空隙，所以其湿态拉伸强度至关重要。

明胶（Glutin）是胶原的部分变性或衍生物，和胶原一样具有生物可降解性。

将明胶加入到HA的悬浊液，干燥后可得明胶/HA膜。

HA的含量直接影响膜的力学性能，如HA含量的增加会使膜的延展性降低。

在湿态下，明胶/HA膜的杨氏模量和断裂强度提高，而断裂伸长率降低。

将明胶/HA膜浸泡后，在恒定的应力下干燥可使明胶分子沿应力方向取向形成层状结构，原来嵌入明胶层内的HA粒子被挤出到层间的空隙中，并沿所设定的方向排布。

因此在明胶/HA膜材料中，一方面无机粒子增强了明胶膜，另一方面明胶分子对应力的分配促进了HA粒子的定向排列。

这种方法可制备各向异性的复合材料，通过对其组成和机械变形的调节可制备特殊力学性能的生物材料[4]。

以CaHPO4和Ca4(PO4)2O（Tetracalcium phosphate, TTCP）为固相反应剂，明胶溶液为液相反应剂，在38°C下反应4小时可形成明胶/HA复合材料[25]。

HA在pH值接近8.2的环境中形成，并且其生成速率不受明胶的影响。

这是由于固相反应物的紧密结合使得所形成的HA晶粒内部吸附的明胶很少，因而明胶的存在不影响HA的反应动力学。

从微观角度看，形成的明胶/HA复合材料是由HA晶粒嵌入明胶网络所形成的。

由于HA的生成反应迅速，而且其环境pH值不会对生物组织造成损害，所以这种复合材料有可能在体内形成。

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透明质酸（Hyalaronic，HYA）普遍存在于哺乳动物的细胞外基质中，对组织的生长、修复和功能起着关键作用。

将HYA与胶原所形成的配合物与HA共混可制备Col/HYA/HA复合材料[26]。

Col-HYA配合物作为一种低密度可降解的介质，为骨组织在HA粒子缝隙间长入提供了便利条件。

其中，HYA的引入提高了HA粒子与胶原的粘连性，促进了HA粒子与Col-HYA配合物的紧密结合，从而加快了自体骨的重建速率。

此外，Col/HYA/HA复合材料在酸性环境中稳定性提高，力学性能亦优于HA/Col 复合材料。

同时，Col/HYA/HA复合材料显示了良好的生物相容性。

随着材料仿生技术的发展，在不久的将来，势必将出现具有较好力学性能的胶原/HA材料。

姚康德等人[27]制备了多孔壳聚糖−明胶网络/HA（CS-Gel/HA）复合材料支架，并对大鼠颅骨成骨细胞在CS-Gel/HA复合材料支架上的生长情况进行了研究。

发现大鼠颅骨成骨细胞在孔隙率为85.20%的支架中增殖较慢，在孔隙率为90.40%和95.80%的CS-Gel/HA复合材料支架上生长良好，增殖较快，周围分泌有大量细胞外基质，3周时局部出现骨样组织，且细胞/支架结构物有利于钙质沉积。

CS-Gel/HA复合材料支架有望成为培养自体成骨细胞的材料，以重建新的骨组织。

1.3.1.2HA与聚酯类生物降解高分子材料复合
生物降解性聚酯的主链大都由脂肪族结构单元通过易水解的酯键连接而成，主链柔顺，因而易被自然界中的多种微生物或动植物体内的酶分解、代谢，最终形成二氧化碳和水。

有关这类聚酯的合成及性能研究倍受重视，其中常被用作骨科材料的是聚乳酸。

乳酸有两种旋光异构体，即左旋（LLA）和右旋（DLA）乳酸。

其均聚物有3种基本立体构型：PDLA、PLLA、PDLLA。

常用易得的是聚消旋乳酸（PDLLA）和聚左旋乳酸（PLLA），分别由乳酸或丙交酯的消旋体、左旋体制得。

PLA具有生物相容性、可降解性、半结晶性及热塑性，但缺少骨键合性。

而HA具有骨诱导性。

两者结合制备的PLA/HA复合材料具有比PLA更高的强度、刚性和硬度。

同时HA的溶解性明显提高，溶解产生的Ca2+和PO43−有利于新骨的形成。

材料中HA含量越高，Ca2+和PO43−离子浓度也越大。

与PLA相比，PLA/HA复合材料与自然骨会形成更强的骨性结合，并具有更高的剪切强度[28]。

虽然与HA复合后可提高PLA的力学性能，但由于PLA自身的局限性，该复合材料仅适用于力学性能要求不高的骨固定或骨替代治疗。

羟基磷灰石增强的聚乳酸类复合材料的制备工艺，可大致分为热压成型法[29][30]、直接喷涂法[30]、原位聚合法[30]、溶液共混法[31]、纤维复合法[5][32]和在PLA表面生长HA晶体法[33]等。

杨光成等[34]使用74 μm的HA粒子和聚乳酸进行复合，形成高强度。