• 用氯仿溶出 PLLA • 通过织物提高机械性能；类似孔结构
纤维网状结构 加工示意图
A: PGA B: PLLA
(二) 多孔支架
松质骨结构
1. 粒子致孔法
最常用的是溶液浇注/粒子浸滤 ▪ 聚合物溶液与均一的盐晶混合 ▪ 溶剂挥发后形成固体的聚合物/盐复合物 ▪ 浸没在水中去除盐 ▪ 可控孔隙率达93%（厚度<2mm）
支架通过注射完成植入, 故可降低手术 难度, 减少手术创伤, 特别适用于微创伤 的修复。
高长有,马列.医用高分子材料.P229-234. 洪奕等.注射型组织再生支架的研究进展.生物医学工程学杂志,2007;24(2):463-465.
可注射型支架在组织工程中应用的示意图
水凝胶具有在一定条件下可保持流动状态而在外部 的物理或化学刺激下可形成一定形状和强度的体型 材料的特性, 因此成为可注射型支架的首选材料。
相分离/冷冻干燥法孔尺寸往往偏小，但该法 避免了高温，因而得到了研究者的重视。
改进：
不同温度下，多步相分离粗化，提高孔尺寸、连通性
3. 气体发泡法
（1）超临界流体技术（物理发泡法） 该法将聚合物压成片,浸泡在高压二氧化碳中
直至饱和,甚至超临界状态,然后降至常压, 气体的热力学不稳定性导致气泡成核和增 长,形成多孔支架。
支架设计及制备技术
表：三维支架制备技术
制备技术
材料 加工 要求
孔径 孔隙率
/m
/%
结构
溶剂流涎盐沥滤 流涎 溶解 30~300 ~90 球状孔径、盐粒会残留
挤出沥滤 模具 热塑性 50~500 <80 球状孔径、盐粒会残留
纤维粘合 编织 织物 20~100 <85
孔隙结构不规整
乳液冷冻干燥 流涎 溶解 20~200 >90
（2）化学发泡法
• 化学发泡法来制备多孔支架,采用的化学发 泡剂主要为碳酸盐类化合物。将聚合物溶 液/ 碳酸氢铵粒子混合物加入到模具中,待 溶剂部分挥发后直接浸入热水中发泡,最后 经冷冻干燥可得到多孔支架。
• 该法得到的多孔支架孔隙率超过90% ,孔相 连性好,孔尺寸约100－500μm ,并避免了 表面皮层的形成。
4. 微球聚集法
将可降解聚合物微球加入模具中,加热至 玻璃化温度以上,保持一定时间后冷却、脱 模可制得烧结微球支架。
热处理时微球相互接触处由于链运动而 连结在一起,冷却至室温后该结构被固定下 来,因而得到多孔的烧结微球支架。
Fabrication process of a composite of PLAGA and BG. The composite wasprepared in a 3-D, porous scaffold by microsphere sintering.
•超临界二氧化碳（SCCO2） •无残留溶剂 •制备非晶相聚合物支架
优点：
•不使用有机溶剂，因为残留在支架中的有 机溶剂对细胞有害;
•反应体系可以在比较低的温度下进行（30 －40C）,便于药物和生长因子的粘附。 缺点：
•支架的孔隙率和孔径不可控，由气体在固 体中溶解/释放过程的形态决定；
•连通率低（10－30％）； •闭孔结构，可联合粒子浸滤法改进。
当盐晶含量为70－90％时，有均匀的联孔结构
• 致孔剂粒子可采用氯化钠、酒石酸钠和柠檬酸钠 等水溶性无机盐或糖粒子，也可用石蜡粒子或冰 粒子。
• 溶液浇铸/粒子浸滤法制备多孔支架时易形成致 密的皮层，若浇铸后不断地振动至大部分溶剂挥 发，可防止粒子沉降，抑制表面皮层的形成。 （非溶剂聚沉）
• 粒子致孔法简单、适用性广，孔隙率和孔尺寸易 独立调节，是一个通用的方法，得到了广泛的应 用，但致孔时往往需用到有机溶剂。
溶液凝结点
凝胶
Morphology of the chitosan and alginate scaffolds
Ming-Hua Ho,et al. Preparation of porous scaffolds by using freeze-extraction and freeze-gelation methods. Biomaterials 2004;25:129–38
2. 热致相分离（TIPS）
相分离法是指将聚合物溶液、乳液或水凝胶在 低温下冷冻，冷冻过程中发生相分离，形成富溶 剂相和富聚合物相，然后经冷冻干燥除去溶剂而 形成多孔结构的方法。因而，相分离法又往往称 为冷冻干燥法。
按体系形态的不同可简单地分为乳液冷冻干燥 法、溶液冷冻干燥法和水凝胶冷冻干燥法。
液－液相分离相图
均向聚合物溶液：高温低温 淬火热力学状态 参数：溶液浓度、冷冻温度、冷冻时间和
冷冻速率等
溶液冷冻干燥
Porous PDLLA/Bioglasss composite scaffolds prepared by TIPS： bimodal and anisotropic pore structures composed of tubular macropores of 100 m, interconnected with micropores of 10–50 m in diameter (冷却到L-S相平衡线以下干燥)
PVA
LU et al. J Biomed Mater Res 64A: 465–474, 2003
微球紧密堆积产生的 孔隙成为支架的孔,孔尺 寸范围为37－150μm , 与微球尺寸成正比,孔隙 率则随微球尺寸增大略 有增加,为31－39 % ,孔 相连性很好。
该法优点在于孔相连性好,孔尺寸易调控,力学强度 大,微球可包裹药物、生长因子，进行可控释放。 缺点则在于孔尺寸偏小,孔隙率亦低。
• Typical morphologies of porous polymer foams produced by solid freeform fabrication technique
快速成型法可一步形成支架的外形和相 连的多孔结构,是一种一体化制备方法。
优点:
• 成型时间短,利于自动化大规模生产;可根 据个体的不同,迅速制备出具有个体特征的 三维多孔支架;
（1）雾化或喷雾涂曾
采用PLLA或PLGA溶液涂覆织物的方法，可使相 邻纤维间形成物理连结，从而使纤维支架稳定、 耐压。
（2）热处理溶出
• PGA 纤维浸在PLLA/CH2Cl2 溶液中 • 溶剂挥发后PGA 嵌入到PLLA中 • 加热到两种聚合物熔点以上， PLLA 熔点低，先
熔化，充满PGA纤维网络所有空洞（PLLA防止纤 维网塌陷作用）。交叉点的PGA 纤维熔融后物理 缠结在一起。
• 形成气体的盐致孔 • 水溶性致孔剂致孔 • 冰晶致孔
Morphology of cross-sections of PLLA sponges
Guoping Chen,et al. Development of biodegradable porous scaffolds for tissue engineering. Materials Science and Engineering,2001; C 17:63–9
水凝胶作为可注射型支架优点：
• 具有良好生物相容性； • 水溶液环境有利于保护细胞以及营养物和
分泌产物的运输；
• 易用细胞粘附配体进行改性。 水凝胶作为可注射型支架缺点：
水凝胶的操作不易控制, 机械强度较低，消 毒困难。
1.温敏型水凝胶类可注射支架:
温敏型水凝胶是指当一定浓度的溶液在 温度升高或降低到一定值时可迅速形成凝 胶, 可分为升温型水凝胶和降温型水凝胶。
乳液冷冻干燥
去离子水
乳液
液氮
聚合物 去离子水
冷冻干燥
真空干燥
Whang K,et al.A novel method to fabricate bioabsorbable scaffolds .Polymer 1995,36:837-42
水凝胶冷冻干燥（明胶、藻酸盐和壳聚糖等水凝胶）
溶液
冷冻
温度低于
光引发 光引发，引发剂引发 温敏型 温敏型，光引发，酶交联，M加成 温敏型 自组装 光引发
PPF：聚反丁烯二酸丙二醇酯
可注射型支架研究中存在的问题:
• 如何提高水凝胶的强度 • 凝胶化的可控性 • 对于预制备降温型、交联型等水凝胶时与细
胞的复合问题等。
H.J. Chung, T.G. Park / Advanced Drug Delivery Reviews 59 (2007) 249–262 Microspheres Biodegradable PLGA microspheres have been studied for delivery of chondrocytes for cartilage engineering. Non-porous PLGA microspheres could be used as (i) a microcarrier for cell expansion in vitro [130], prior to use as an (ii) injectable carrier for cartilage regeneration in vivo [131–133]. We recently reported that highly porous microspheres (∼200 μm in overall diameter and ∼30 μm in pore diameter) could be prepared by a gas foaming method [29]. These porous scaffold microspheres could be used for microcarrier suspension culture of cells, as well as injection of the cell/microsphere constructs into a tissue defect site (Fig. 5). These injectable and porous microspheres would provide a great advantage for cell therapy in many aspects. Prior to injection, the porous structure (∼30 μm) would allow sufficient cell seeding in and out of the matrix. After injection in vivo, the porous matrix would permit infiltration of cells and in-growth of tissue from the host, facilitating the regeneration process.