用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料及其制备方法以及成型品与流程

本发明涉及一种用于骨修复的纤维基多孔复合材料及其制备方法和使用该纤维基多孔复合材料制备的成型品，尤其涉及一种三维多孔支架及其制备方法，属于组织工程修复
技术领域：
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背景技术：
：目前，由于工伤、交通事故等造成的骨折病例逐渐增多，人口老龄化也带来更多的脊椎退行性病变、骨质疏松等疾病，骨肿瘤、骨髓炎、遗传性骨病等也是临床较常见的骨科疾病。骨组织自愈合能力有限，大多骨组织疾病形成的骨缺损空腔难以愈合，通常需要手术植骨来填补缺损，用以提供力学支持和提升缺陷的生物修复。自体骨移植填充在当今医学界被认为是骨填充修复的黄金标准，髂骨、肋骨、胫腓骨是目前临床上主要的取骨部位。但自体骨移植不可避免有其局限性：取骨量有限，额外增加手术创伤和手术时间，取骨区容易出现出血、血肿、感染、慢性疼痛及感觉障碍等并发症。异体骨或异种骨来源相对丰富，但异体骨、异种骨填充后存在免疫排斥及病毒或细菌感染的风险，并且存在伦理问题。常规人工骨具有良好的生物相容性和骨传导性，但由于其缺乏骨诱导性，导致新骨生成速度较慢；而含有骨诱导因子(如bmp)的人工骨促成骨效果优异，但其价格昂贵、给患者造成较重的经济负担，且存在着异位成骨的风险。随着物质生活水平和医疗水平的提高，对骨移植、骨修复材料有了更高的要求，因此具有较好成骨诱导效果且价格较低的骨修复支架，能够更好地满足临床及患者的需求。天然的细胞外基质(extracellularmatrix,ecm)主要由直径为50-500nm的胶原蛋白纤维构成(引用文献[1])，该纤维结构对细胞行为具有调控作用(引用文献[2])。天然骨组织的ecm的主要成分为矿化的i型胶原，i型胶原纤维与羟基磷灰石晶体的有序排列构成了成熟的骨基质。骨修复支架的仿生模型即为天然骨组织的ecm，研究表明，类ecm的纤维结构对多种组织的修复都具有较好的促进作用，骨组织中的相关细胞(成骨细胞、骨髓间充质干细胞(mscs)等)对于纤维拓扑结构也具有一定的识别功能，因此骨修复支架能够为细胞黏附生长及骨组织修复提供适宜的三维环境。k.m.woo等人首次证实，与平整表面结构相比，mc3t3-e1成骨细胞在纤维结构表面具有更好的黏附性能，且研究发现该现象是由于纤维结构支架对诸如纤连蛋白、玻连蛋白、层粘连蛋白具有选择性吸附功能(引用文献[3])。h.yoshimoto等人证实了mscs在纤维表面也能够更好的黏附、增殖、迁移、成骨分化和外基质矿化(引用文献[4])。基于纤维结构能够诱导成骨分化的机理，研究者常采用静电纺丝技术和热致相分离技术进行具有纤维结构的骨修复支架的构建。s.-h.jegal等人采用静电纺丝技术制备了乳酸-聚己内酯共聚物(plcl)纤维膜、添加明胶和磷灰石的plcl纤维膜，大鼠颅骨植入6周结果表明，纤维结构能够有效地促进新骨的生长，且明胶和磷灰石的添加增强了这一促成骨作用。然而，该方法制备的纤维基骨修复支架为膜片状，不易满足不同形状骨缺损对植入物的要求、不易进行密实填充，且该支架不具备任何力学强度、植入后不能在骨缺损部位提供任何力学支撑(引用文献[5])。k.m.woo等人采用热致相分离技术制备了具有纤维结构的左旋聚乳酸(plla)支架，大鼠颅骨植入实验表明，与密实结构相比，纤维结构支架中的新骨生成量显著增多。但该技术对实验条件要求较高，且操作过程繁杂，不适合进行大量生产(引用文献[6])。引用文献[7]公开了一种基于纤维结构的三维大孔径组织工程支架的制备，用于骨、肌腱、软骨、皮肤等组织的缺损修复，该方法通过将静电纺丝制备的纤维膜切割制成直径为10μm-1mm的纤维束，将该纤维束叠置组装成三维结构，并采用合适的高分子材料对其进行粘结固定。但该支架内部不具备均匀分布的纤维结构，对组织修复的引导作用会有所欠缺。由此可见，矿化的纤维结构能够在最大程度上进行骨组织ecm的结构仿生，且该仿生结构对新骨的生长具有较好的诱导功能。然而就目前的研究而言，对于现有的仿生结构大部分仍然局限于一维或二维结构上，从而，对于力学性能或者由于纤维分散不均带来的使用性能的改进仍然是不够充分的。因此，构建一种具有三维纤维基结构的骨填充支架，解决目前纤维结构骨填充物所存在的问题，能更好地满足手术及修复的需求。此外，现有技术中也存在使用纤维与骨水泥结合而制备的骨修复材料，其纤维尺寸较长，纤维所起的作用是增加骨水泥的强度和韧性，例如引用文献[8]、引用文献[9]等。然而在这样的技术方案中，纤维并不能起到对新骨的生长的诱导功能，而仅仅是作为普通的增强组分而使用。引用文献：[1]k.e.kadler,d.f.holmes,j.a.trotter,j.a.chapman.collagenfibrilformation.biochemj.1996；316:1-11.[2]e.cukierman,r.pankov,d.r.stevens,k.m.yamada.takingcell-matrixadhesionstothethirddimension.science.2001；294(5547):1708-1712.[3]k.m.woo,v.j.chen,p.ma.nano-fibrousscaffoldingarchitectureselectivelyenhancesproteinadsorptioncontributingtocellattachment.jbiomedmaterresparta.2003；67(2):531-537.[4]h.yoshimoto,y.m.shin,h.terai,j.p.vacanti.abiodegradablenanofiberscaffoldbyelectrospinninganditspotentialforbonetissueengineering.biomaterials.2003；24:2077-2082.[5]s.-h.jegal,j.-h.park,j.-h.kim,t.-h.kim,u.s.shin,t.-i.kimandh.-w.kim.functionalcompositenanofibersofpoly(lactide-co-caprolactone)containinggelatin-apatitebonemimeticprecipitateforboneregeneration.actabiomaterialia.2011；7:1609-1617.[6]k.m.woo,v.j.chen,h.-m.jung,t.-i.kim,h.-i.shin,j.-h.baek,h.-m.ryoo,andp.x.ma.comparativeevaluationofnanofibrousscaffoldingforboneregenerationincritical-sizecalvarialdefects.tissueengparta.2009；15(8):2155-2162.[7]中国专利cn200810163691.1[8]中国专利cn103877621b[9]中国专利cn103668940b技术实现要素：发明要解决的问题针对目前人工骨填充材料缺乏骨诱导性的问题，以及纤维结构骨填充材料不具备宏观三维结构、不具备力学支撑，或内部纤维分布不均匀，不能满足骨缺损部位对材料性能的需求的问题，本发明首先提供了一种用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料，其具有宏观三维纤维结构，材料微观结构本身具有良好的骨诱导性且纤维在结构中分布均匀，具备能够达到松质骨力学性能的特性，同时具备骨传导、力学支撑的作用。进而，本发明也提供了一种制备上述纤维基三维多孔复合材料的方法。此外，本发明也提供了一种基于上述纤维基三维多孔复合材料的成型品，尤其是人工骨填充品，如三维多孔支架。用于解决问题的方案本发明首先提供一种用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料，所述纤维基三维多孔复合材料组成包括微纳米纤维粉和黏结剂，所述微纳米纤维粉的粒径为10-500μm，组成所述微纳米纤维粉的纤维的直径为0.1-100μm；所述黏结剂包括可生物降解且可自固化的无机物组分；所述纤维基三维多孔复合材料通过将微纳米纤维粉均匀分散于所述黏结剂中，并通过成孔技术得到；以所述纤维基三维多孔复合材料的总质量计，所述微纳米纤维粉的含量为5-50质量％，优选20-50质量％。根据以上所述的纤维基三维多孔复合材料，其孔隙率为30-85％，优选60-85％；抗压强度为1-15mpa，优选2-10mpa。根据以上所述的纤维基三维多孔复合材料，所述微纳米纤维粉源自合成高分子纤维、天然高分子纤维、无机纤维中的一种或多种。根据以上所述的纤维基三维多孔复合材料，所述微纳米纤维粉经过矿化处理，优选地，所述矿化处理为对纤维表面进行钙磷沉积的处理。根据以上所述的纤维基三维多孔复合材料，在所述矿化处理前，先对所述微纳米纤维粉进行预处理，所述预处理为等离子体预处理、碱处理预处理、化学氧化预处理、化学接枝预处理中的一种或两种以上组合。根据以上所述的纤维基三维多孔复合材料，所述黏结剂中的无机物组分选自：可自固化磷酸钙体系、可自固化硅酸钙体系、可自固化硫酸钙体系、可自固化磷酸镁体系中的一种或多种。根据以上所述的纤维基三维多孔复合材料，所述黏结剂中还包括添加剂组分，所述添加剂组分选自明胶、胶原、透明质酸盐、海藻酸盐、柠檬酸盐、淀粉、植物胶、壳聚糖及其衍生物、纤维素及其衍生物、聚乙烯吡咯烷酮中的一种或多种，优选地，所述添加剂组分的质量分数为黏结剂中固相成分的0.1-10质量％。此外，本发明还提供了一种用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料的制备方法，所述方法包括如下步骤：步骤1：通过静电纺丝制备直径为0.1-100μm的纤维，然后采用粉碎技术将所述纤维进行粉碎，得到粒径为10-500μm的微纳米纤维粉；步骤2：将微纳米纤维粉与黏结剂均匀混合得到混合体系的步骤；步骤3：将所述混合体系经成孔工艺处理以得到所述纤维基三维多孔复合材料的步骤；所述黏结剂包括可生物降解且可自固化的无机物组分；以所述纤维基三维多孔复合材料的总质量计，所述微纳米纤维粉的含量为5-50质量％。根据以上的制备方法，所述纤维基三维多孔复合材料的孔隙率为30-85％，抗压强度为1-15mpa。根据以上的制备方法，步骤1中所述粉碎包括手动或电动切割式粉碎技术、手动或电动研磨粉碎技术、电动球磨粉碎技术中的一种或两种以上的技术连用，所有粉碎技术优选在冷冻条件下进行。根据以上所述的制备方法，所述步骤1中的微纳米纤维粉源自合成高分子纤维、天然高分子纤维、无机纤维中的一种或多种。根据以上所述的制备方法，所述微纳米纤维粉在与所述黏结剂混合之前，先经过矿化处理。根据以上所述的制备方法，所述矿化处理包括如下步骤：将所述微纳米纤维粉浸泡于矿化液中，在纤维表面进行钙磷沉积，所述矿化液优选为模拟体液。根据以上所述的制备方法，所述步骤2黏结剂中的无机物组分选自：可自固化磷酸钙体系、可自固化硅酸钙体系、可自固化硫酸钙体系、可自固化磷酸镁体系中的一种或多种。根据以上所述的制备方法，所述步骤2黏结剂中还包括添加剂组分，所述添加剂组分选自明胶、胶原、透明质酸盐、海藻酸盐、柠檬酸盐、淀粉、植物胶、壳聚糖及其衍生物、纤维素及其衍生物、聚乙烯吡咯烷酮中的一种或多种，优选地，所述添加剂组分的质量分数为黏结剂中固相成分的0.1-10质量％。根据以上所述的制备方法，所述步骤2黏结剂中还包括液相成分，所述液相成分选自去离子水、生理盐水、血液、磷酸盐溶液中的一种或多种，优选地，所述液相成分与黏结剂中固相成分的混合比例为0.3-1.5ml/g。根据以上所述的制备方法，所述步骤3中的成孔工艺选自：3d打印成孔工艺、定向冰晶-冷冻干燥成孔工艺、粒子沥滤成孔工艺、发泡成孔工艺中的一种。进一步，本发明还提供一种成型品，所述成型品为根据以上任一项所述的用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料或者根据以上所述的用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料的制备方法得到的纤维基三维多孔复合材料经成型而得到。根据以上所述的成型品，所述成型品为人工骨填充制品，优选为三维连通多孔支架。发明的效果本发明构建了一种用于人体骨修复的纤维基三维多孔复合材料，尤其是一种三维多孔支架，与现有人工骨材料相比，具备如下优点：(1)纤维拓扑结构的存在使得支架具有显著的诱导成骨的效果；(2)与现有膜片状纤维支架相比，三维纤维基结构支架能够更好的满足骨缺损部位的填充需求，并能够提供更良好的力学性能；(3)材料微观结构本身所具有的成骨诱导性能，与添加生长因子(如bmp)的材料相比，具有更高的安全性和更低的成本；(4)本发明的技术方案，制备方法简单、成型容易，适合工业大规模的生产。附图说明图1为实施例1所制备的骨修复支架动物植入4周后组织切片he染色图；图2为对比例1所制备的骨修复支架动物植入4周后组织切片he染色图；图3为实施例2所制备的骨修复支架动物植入4周后组织切片he染色图；图4为对比例2所制备的骨修复支架动物植入4周后组织切片he染色图。具体实施方式以下，将对本发明的各种具体实施方式作出详细的说明。第一实施方式本发明的第一实施方式中，提供了一种用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料。所述纤维基三维多孔复合材料组成包括微纳米纤维粉和黏结剂，将微纳米纤维粉与黏结剂均匀混合，并经过成孔工艺制备得到。具体而言：<纤维>本发明中的微纳米纤维粉，是指对纤维原料进行粉碎并经过或不经过表面矿化处理而得到的。本发明中的纤维原料可以是本领域中各种常用纤维原料。如可以选自合成高分子纤维、天然高分子纤维、无机纤维中的一种纤维或两种以上的混合纤维。本发明的合成高分子纤维可以选自人工合成的可降解且生物相容性良好的纤维，如可以是源自聚乳酸、聚羟基乙酸、聚己内酯、聚乙交酯-丙交酯、聚碳酸酯、聚氨基酸、聚羟基脂肪酸酯中一种或多种所得到的纤维，或者是源自这些聚合物中多种原料单体的共聚物所得到的纤维。本发明中的天然高分子纤维可以选自明胶、胶原、透明质酸、海藻酸、丝素蛋白、纤维蛋白、壳聚糖及其衍生物、纤维素及其衍生物中的一种或多种原料所制备的纤维。此外，所述无机纤维可以为选自生物玻璃纤维、碳化硅(sic)纤维、氧化硅(sio2)纤维、氧化锌(zno)纤维、碳纳米纤维中的一种或两种以上的混合物。本发明以上的纤维具有良好的降解性或者生物相容性，当作为人体组织修复材料，尤其是骨修复材料时，能够较好的促进人体组织的愈合或修复，同时也不会有产生不良作用的担忧。本发明中通过将上述纤维的原料经静电纺丝以得到连续纤维。静电纺丝的原理是在静电纺丝过程中，对聚合物液体施加高电压，使电荷引入液体。当液体中的电荷聚集到一定量的时候，液体会在喷头形成泰勒锥，在外加电场力的作用下克服表面张力形成液体射流，然后射流在静电斥力、库伦力(coulomb)和表面张力的共同作用下，聚合物射流沿不规则螺旋状轨迹运动。射流在极短时间内被牵伸，随着溶剂挥发或者热量散失，聚合物射流固化形成微米/纳米纤维。静电纺丝过程中，很多参数会对最终静电纺丝纤维产生影响，通过控制过程参数，可以制备获得不同尺寸、形态和不同结构的微米/纳米纤维。本发明中，只要能够满足制成纤维直径的要求，就对于静电纺丝的方式没有特别的要求，可以是本领域中常用的静电纺丝方式，具体而言，本发明中将反应原料或高分子材料溶于合适的溶剂中，制备成一定浓度的溶液。采用静电纺丝技术将原料溶液纺制成为直径0.1-100μm的纤维，纤维的形态可以为丝状、絮状或膜片状纤维聚集体。<微纳米纤维粉>本发明中，所述的微纳米纤维粉的粒径为10-500μm，组成所述微纳米纤维粉的纤维的直径为0.1-100μm。因此，这里的微纳米可以理解为纤维粉在粒径(长度或粒度)方向上具有微米级别的尺寸，在纤维的(截面)直径上具有纳米至微米的尺寸。在经过静电纺丝工艺得到纤维或纤维的聚集体之后，本发明将这些经过干燥处理的纤维或纤维的聚集体继续进行粉碎处理以得到纤维粉。本发明中，只要能够满足获得本发明的微纳米纤维粉的粒径，对可用于本发明的粉碎处理就没有特别的限定，即，只要能够将长纤维、长纤维束或以上的丝状、絮状或膜片状纤维聚集体处理到符合要求的长度或粒度即可。本发明中，可用的粉碎技术包含：手动或电动切割式粉碎技术、手动或电动研磨粉碎技术、电动球磨粉碎技术中的一种或两种以上的技术联用，所有粉碎技术优选在冷冻条件下进行粉碎。经过粉碎处理而得到的微纳米纤维粉的粒径(长度或粒度)可以为10-500μm。一般而言，在上述所说明的采用静电纺丝工艺中，得到的纤维聚集体可以为纤维膜等的状况。因此，在进行粉碎后得到的纤维粉中也会存在单根以上的多个纤维相粘结的状况(例如纤维片或球状纤维团)，作为粉碎后纤维粉的粒径描述，因此并非局限于细小的单根纤维颗粒的长度。不言而喻的，本发明中上述的微纳米纤维粉的粒径，应当理解为独立的纤维颗粒(可以为单根纤维，也可以是若干纤维的聚集体)的最大尺寸。举例而言，当所述纤维粉为单根纤维时，所述粒径指单根纤维的长度；当所述纤维粉为纤维片状时，所述粒径指纤维片的最大尺寸；当所述纤维粉为球状纤维团时，所述粒径为纤维团的直径。此外，现有技术虽然也有关于将静电纺丝得到的纤维聚集体或纤维束进行剪切以得到短切纤维的记载，但其所得到的短切纤维的长度一般在几毫米或十几毫米的范围以内。而按照本发明的观点，本发明中经粉碎处理得到的微纳米纤维粉的长度或粒度更小，因此，在后续的经过表面改性后与黏结剂进行混合黏结时，更为容易地均匀分散于黏结剂中，而不会出现纤维的聚集或分布梯度问题。并且由这样尺寸的纤维粉形成的纤维拓扑结构的存在，使得支架具有显著的诱导成骨的效果。<微纳米纤维粉的表面处理>在本发明优选的实施方案中，可以将上述所得到的微纳米纤维粉进行表面矿化处理。对于纤维的表面矿化处理，可以直接对纤维进行表面矿化处理，优选的，本发明微纳米纤维粉进行表面矿化处理前可以先对这些纤维粉进行预处理，如采用等离子体预处理、碱处理预处理、化学氧化预处理以及化学接枝预处理等预处理方法。按照本发明的观点，这样的预处理能够赋予纤维表面更好的反应性，有利于后续的表面矿化处理。经过预先表面预处理后，进而可以对微纳米纤维粉进行表面矿化处理。对于纤维表面的矿化处理是指在纤维表面进行钙和磷的沉积。一般而言，本领域中所使用的沉积方式存在多种，如，可以在静电纺丝阶段，将含有钙和磷的无机物直接加入静电纺丝液中，然后进行静电纺丝得到表面处理的纤维。此外，还可以通过电喷射法、交替矿化法、电沉积法和模拟体液矿化法等方法，将含有钙和磷的无机物沉积在纤维表面。本发明中使用的纤维表面改性的方法中的矿化过程是指将粉碎得到的微纳米纤维粉浸泡于矿化液中后，在纤维表面进行钙磷沉积的过程。所述矿化液包含常规可在材料表面实现钙磷沉积的溶液，优选模拟体液。所述模拟体液，其中所含的离子浓度与血清中所含的离子浓度相近。目前根据所含离子浓度的多少划分，常用的模拟体液有三种，一倍模拟体液(sbf)、五倍模拟体液(5sbf)和十倍模拟体液(10sbf)等。如果sbf中所含离子浓度相对较低，有可能导致有效沉积所需要的时间较长，因此，本发明中优选使用五倍模拟体液(5sbf)和十倍模拟体液(10sbf)等。对于矿化时的温度，没有特别的限定，可以使用本领域中常规的矿化温度，如保持在恒温37℃的条件下。此外，对于矿化时间，视不同的矿化液的组成而不同，例如可以为几分钟到几天。本发明中，在使用模拟体液的情况下，矿化时间为2小时-5天，优选为1-3天。对于经表面改性后的微纳米纤维粉，在继续使用前，通常经过干燥等方式进行收集备用，典型的可以通过冷冻干燥的方式，这样的干燥方法有利于消除微纳米纤维粉再次聚集的担忧，有利于在黏结剂中分散均匀。以上本发明的优选实施方式中，经矿化处理而在材料表面进行钙磷沉积，从而使得用于成骨的材料具有更好的细胞亲和性或具有与周围无机类物质更好的连接性。本发明的矿化步骤的进行，使得纤维粉体能够与周围无机类黏结剂形成化学连接，从而利于提高纤维支架整体的力学性能。此外，虽然在现有的一些研究中，例如通过电纺过程制备出了纤维膜，随后在纤维膜表面进行矿化，以达到仿生细胞外基质的目的。然而，需要指出的是，采用这样的方法，矿化磷酸钙盐只能在膜片表面形成晶体团簇，膜片状材料无法达到完全均匀矿化，内部纤维上(各个截面或切面)不存在沉积的钙磷盐。本发明采用粉碎技术获得了尺度很小的纤维粉，进行矿化后，会在纤维各表面均匀的形成一层磷灰石层，更加接近仿生矿化外基质的目的。对于上述经表面处理或未经表面处理的微纳米纤维粉的用量为5-50质量％，以所述纤维基三维多孔复合材料的总质量计。<黏结剂>本发明中，将上述经过或未经过表面处理的微纳米纤维粉均匀的分散于黏结剂中。在本发明优选的实施方式中，黏结剂包括固相成分以及液相成分。所述固相成分可以为具有可生物降解且可自固化性能的无机类物质，如可自固化磷酸钙体系、可自固化硅酸钙体系、可自固化硫酸钙体系、可自固化磷酸镁体系中的一种或两种以上的混合体系。具体而言可自固化磷酸钙体系主要固相成分包括：羟基磷灰石、α-磷酸三钙、β-磷酸三钙、磷酸四钙、磷酸二氢钙、二水合磷酸氢钙中的一种或两种以上的混合物。可自固化硅酸钙体系主要固相成分包括：硅酸一钙、硅酸二钙、硅酸三钙中的一种或两种以上的混合物。可自固化硫酸钙体系主要固相成分包括：无水硫酸钙、半水硫酸钙、二水合硫酸钙中的一种或两种以上的混合物。可自固化磷酸镁体系主要固相成分包括：含镁物质和酸性磷酸盐。含镁物质为氧化镁、磷酸镁中的一种或两种以上的混合物，酸性磷酸盐为磷酸二氢铵、磷酸二氢钾、磷酸二氢钠中的一种或两种以上的混合物。按照本发明的观点，在黏结剂中使用以上组成的固相成分，可以利用其自身的自固化性能进行固化，从而避免了外加固化剂的使用，尤其是避免了有些对生物体具有毒性的外加固化剂或交联剂成分的使用。本发明黏结剂中使用液相成分，其可以将黏结剂的固相成分以及加入的改性纤维进行充分的均匀混合。这样的液相成分可以选择与生物体相亲的液态成分，如可以选自去离子水、生理盐水、血液、磷酸盐类溶液中的一种或两种以上的混合溶液。对于液相成分的用量，只要能够使固相成分以及微纳米纤维粉充分混合均匀即可。典型的，液相成分的用量与固相成分的比例为0.3-1.5ml/g。黏结剂中，除了上述所提及的液相成分和固相成分以外，优选地，还含有明胶、胶原、透明质酸盐、海藻酸盐、柠檬酸盐、淀粉、植物胶、壳聚糖及其衍生物、纤维素及其衍生物、聚乙烯吡咯烷酮中的一种或两种以上混合物作为外加添加剂。按照本发明的观点，上述添加剂的使用能够进一步的提高最终多孔复合材料的生物亲和性。具体而言，明胶等添加剂成分为水溶性物质，溶液具有一定的粘性，在可自固化无机黏结剂中的添加，可以提高黏结剂整体的粘合性，使黏结剂与微纳米纤维粉混合后的浆体具有更好的成型性能，同时提高了微纳米纤维粉与黏结剂之间的界面结合强度，并且进一步提高骨修复材料的生物亲和性。<黏结与成孔>本发明中，黏结过程是指将微纳米纤维粉与黏结剂均匀混合并固化的过程。典型的，本发明中先将微纳米纤维粉与黏结剂的固相成分混合成均匀的混合粉体，之后加入黏结剂的液相成分调和成均匀的浆体，后续可以通过自固化反应过程进行黏结。本发明的成孔工艺可以在以上所述的黏结剂与微纳米纤维粉所形成的浆体的基础上进行后续致孔处理，优选的，在不额外地加入发泡剂或致孔剂的情况下进行。本发明可以使用的成孔工艺包括：3d打印成孔技术、定向冰晶-冷冻干燥成孔技术、粒子沥滤成孔技术、发泡成孔技术中的一种。<纤维基三维多孔复合材料>上述的成孔工艺可以在合适的容器中进行，例如，优选的可以根据所需要形状选择适当的成孔容器，即，在成孔工艺的同时进行成型工艺。尤其地，在使用3d打印工艺中，可以较为方便直接打印出所需形状的纤维基三维多孔复合材料。对于不同的工艺而言后续处理的工艺并不完全相同，原则上，以上得到的成型物可以在黏结剂中自固化无机物的作用下发生自固化，固化的温度可以是常温或者在加热的条件下进行。固化的时间没有特别的限定，可以是几小时或几天。此外，也可以对成型物进行后固化处理以进一步的提高成型物的力学性能。本发明所得到的最终的纤维基三维多孔复合材料的孔隙率为30-85％，优选为60-85％。当孔隙率过小，则使得成型后的复合材料在作为骨修复产品时，比表面积减少，即，减少了与人体组织的接触面积，导致所期望的骨生长诱导效果不充分；当孔隙率过大，则有可能导致复合材料本身的强度不足，结构的均匀性也不充分。此外，纤维基三维多孔复合材料抗压强度为1-15mpa，优选为2-10mpa。本发明的三维多孔骨修复支架的应用方式为骨缺损的填充修复，即，应用于松质骨缺损部位，上述本发明中纤维基三维多孔复合材料的抗压强度范围与人体松质骨抗压强度相匹配。本发明的纤维基三维多孔复合材料成型后可为圆柱形、球形、方形、楔形、条形或个性化不规则形状。本发明的孔隙率的检测方法可以依照现有技术中普遍使用的方法，具体可以为：按照下述公式计算待测样品的孔隙率，式中：m为试样质量(g)；v为试样体积(cm3)；ρs为试样材料的骨架密度(g/cm3)或称为真密度。所述的抗压强度是通过以下方法进行测定的。所述的抗压强度是通过现有技术中普遍使用的力学试验机完成的。即将样品制备成一定尺寸的圆柱状(如直径6mm、高10mm)，放置于力学试验机的上下两个压盘之间，压盘对样品进行匀速加压直至样品碎裂，该过程可获得样品可承受的最高抗压强度的数值。第二实施方式本发明的第二实施方式提供了一种制备用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料的制备方法。所述方法包括如下步骤：步骤1：通过静电纺丝制备直径为0.1-100μm的纤维，然后采用粉碎技术将所述纤维进行粉碎，得到粒径为10-500μm的微纳米纤维粉；步骤2：将微纳米纤维粉与黏结剂均匀混合得到混合体系的步骤；步骤3：将所述混合体系经成孔工艺处理以得到所述纤维基三维多孔复合材料的步骤；所述黏结剂包括可生物降解且可自固化的无机物组分；以所述多孔复合材料的总质量计，所述微纳米纤维粉的含量为5-50质量％。典型地，本发明的制备方法可以按照如下步骤进行：预先准备用于形成纤维的原料，如将反应原料或高分子材料溶于合适的溶剂中，制备成一定浓度的溶液。所述溶液优选的在剪切力的作用下形成，如可以使用常规的搅拌设备，更典型地如使用磁力搅拌设备。形成上述溶液的温度优选为20-40℃，对于形成溶液的溶剂种类的具体浓度没有特别的限定，只要是能够满足后续静电纺丝工艺的要求即可。典型地，溶剂可以使用水、烃系溶剂、卤代烃溶剂、酰胺类溶剂、醚类溶剂、酯类溶剂或含氟溶剂等。优选使用水、氯仿、二甲基甲酰胺或含氟溶剂。采用静电纺丝技术将原料溶液纺制成为纤维直径0.1-100μm的丝状、絮状或膜片状纤维聚集体。静电纺丝过程中可以通过调节纺丝参数(如进料速率、施加电压和接收距离等)、溶液参数(粘度和表面张力等)、接收工具和纺丝环境等制备所需的纤维或纤维聚集体。进一步，采用粉碎技术将该干燥后的纤维聚集体粉碎成粒径长度为10-500μm的微纳米纤维粉。本发明中，可用的粉碎技术包含：手动或电动切割式粉碎技术、手动或电动研磨粉碎技术、电动球磨粉碎技术中的一种或两种以上的技术连用。此外，对于这些粉碎方式的具体设备没有特别的限定，只要能够得到所期望的尺寸的纤维粉即可。进一步，所有粉碎技术中优选在冷冻条件下粉碎，一方面，这是出于生产效率的考虑，另一方面，在冷冻的条件下进行粉碎可以避免由于聚合物的韧性所造成的在剪切时对纤维体产生的不期望的影响。在本发明优选的实施方式中，可以对粉碎后的微纳米纤维粉进行表面改性处理，使其成为类ecm结构的具有表面矿化层的纤维粉。对于纤维粉的表面矿化处理，可以直接对纤维进行表面矿化处理，优选的，本发明对微纳米纤维粉进行表面矿化处理前先对这些纤维进行预处理，如采用等离子体预处理、碱处理预处理、化学氧化预处理以及化学接枝预处理等预处理方法。按照本发明的观点，这样的预处理能够赋予纤维表面更好的反应性，有利于后续的表面矿化处理。本发明中使用的纤维表面改性的方法中的矿化过程是指将纤维浸泡于矿化液中后表面进行钙磷沉积的过程。所述矿化液包含常规可在材料表面实现钙磷沉积的所有溶液，优选模拟体液。进一步，优选5倍或10倍以上的模拟体液。本发明中，黏结过程中将微纳米纤维粉与黏结剂均匀混合并固化的过程。典型的，本发明中先将微纳米纤维粉与黏结剂的固相成分混合成均匀的混合粉体，之后加入黏结剂的液相成分调和成均匀的浆体，后续可以通过自固化反应过程进行黏结。所述黏结剂的组成，可以参考第一实施方式所公开的黏结剂的组成。本发明的成孔工艺可以在以上所述的黏结剂与微纳米纤维粉所形成的浆体的基础上进行后续致孔处理，优选的，在不额外地加入发泡剂或致孔剂的情况下进行。本发明可以使用的成孔工艺包括：3d打印成孔技术、定向冰晶-冷冻干燥成孔技术、粒子沥滤成孔技术、发泡成孔技术中的一种。对于以上所述的微纳米纤维粉与黏结剂的混合、成孔等工艺进行的场所，依据不同的制备工艺可以不同，例如，在3d打印成孔技术中，微纳米纤维粉与黏结剂的混合的步骤可以在打印设备的原料存贮设备中进行，或者预先进行混合然后注入打印机设备的存储设备中。进而，根据不同的设计需要，打印出所需的形状，同时，在此过程中也可以完成成孔工艺。在定向冰晶-冷冻干燥成孔技术中，将微纳米纤维粉与黏结剂的混合体系注入合适的磨具中，磨具的形状依据所需进行选择，原则上没有特定的限定。当以上混合体系充满磨具之后，在冷冻的条件下进行干燥，并在此过程完成成孔工序。以上过程中，采用可生物降解的可自固化的无机类物质为黏结剂，将一定量的(矿化)微纳米纤维粉黏结到一起，(矿化)微纳米纤维粉所占质量比为5-50质量％，结合成孔工艺，更有助于使其成为内部纤维均匀分散的产品。第三实施方式本发明的第三实施方式中，提供一种成型品，所述成形品为根据第一实施方式所述的用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料或者根据第二实施方式所述的用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料的制备方法得到的纤维基三维多孔复合材料，经成型而得到。本发明的成型品，典型的可以为医用生物修复材料，更具体的，可以为人体骨修复材料。通过不同的成型工艺，可以得到任意所需的产品，进一步地，本发明的第三实施方式中提供了一种用于人体骨修复的三维多孔支架。这样的成型品中，纳米纤维结构的存在使得支架具有显著的诱导成骨的效果；尤其是与现有膜片状纤维支架相比，三维纤维结构多孔支架能够更好的满足骨缺损部位的填充需求，并能够提供更良好的力学性能。此外，材料微观结构本身所具有的成骨诱导性能，与添加生长因子(如bmp)的材料相比，具有更高的安全性和更低的成本。依据本发明所构建具有宏观纤维基三维多孔结构的支架，其孔隙率为30-85％，优选为60-85％，抗压强度为1-15mpa，优选为2-10mpa。这样的特性进一步加强了本发明所得到的技术效果，即，具备能够达到松质骨力学性能的特性，同时具备优良的骨传导、骨诱导、力学支撑的作用。实施例以下，将通过具体的实施例对本发明进行详细解释和列举，应当说明的是，本发明并非局限于以下的实施方式中，同时，以下的实施方式也不应当理解为会对本发明做出了额外限制。实施例1本实施例首先制备了改性的聚乙交酯-丙交酯纤维，然后采用含有羧甲基纤维素的可自固化的α-磷酸三钙和碳酸钙体系作为无机黏结剂，制备出三维多孔支架，其中羧甲基纤维素的质量分数是黏结剂中固相成分的0.5％。具体实施步骤如下：(1)称取1g聚乙交酯-丙交酯(5:5)，在37℃磁力搅拌的作用下，溶于10ml氯仿中。将该溶液加入到静电纺丝装置的注射器中，调节微量注射泵的速率、高压发生器电压、滚筒接收距离，制备得到纤维直径为50-100μm的纤维膜。(2)取下上述纤维膜，在冷冻条件下使用臼式研磨仪将该纤维膜粉碎成粒度为300-500μm的微米级纤维粉体。收集该纤维粉体，依次对其进行碱处理表面处理(使用质量分数为5％的naoh溶液)10min、去离子水洗涤3次、1×模拟体液(sbf)中表面矿化3天，随后对改性后的纤维粉体进行冷冻干燥，收集备用。(3)称取0.3g冻干的改性后的聚乙交酯-丙交酯纤维粉体、0.6gα-磷酸三钙、0.1g碳酸钙、0.0035g羧甲基纤维素，混合均匀，得到固相混合粉体。采用去离子水作为液相成分，液相成分与固相混合粉体的比例为1ml/g，即1g的固相混合粉体中添加1ml的液相成分。两相调和成均匀的浆体后，将浆体灌注进圆柱形模具中，采用定向冰晶-冷冻干燥成孔技术制备得到圆柱形的骨修复支架。对比例1使用与实施例1中步骤(3)相同的成孔工艺，以含有质量分数为0.5％的羧甲基纤维素的可自固化磷酸钙体系为基体，制备出多孔支架。将实施例1和对比例1两种支架分别植入新西兰大白兔股骨外侧踝骨缺损部位，植入4周后进行组织切片he染色观察(如附图所示)，结果表明，实施例1的支架中有更多的新骨生成(图一)，且生成的新骨中可见纤维的存在。而对比例1支架中新骨生成量明显减小(图二)说明支架中的纤维结构有较好的诱导新骨形成的作用。实施例2本实施例首先制备了改性的碳纳米纤维，然后采用含有海藻酸钠的可自固化的硅酸三钙体系作为无机黏结剂，制备出三维多孔支架，其中海藻酸钠的质量分数是黏结剂中固相成分的2％。具体实施步骤如下：(1)称取2g聚丙烯腈，溶于10ml二甲基甲酰胺中。将该溶液加入到静电纺丝装置的注射器中，调节微量注射泵的速率、高压发生器电压、滚筒接收距离，制备得到纤维直径为200-500nm的纳米纤维原丝。收集该纳米纤维原丝，在氮气保护气氛下，将其在800-900℃下执行热解，使其碳化得到碳纳米纤维丝。(2)采用手动研磨方法，将该碳纳米纤维丝研磨成粒度为10-100μm的纤维粉体。收集该纤维粉体，将该纤维粉体在5×模拟体液(sbf)中表面矿化3天，随后对改性后的纤维粉体进行冷冻干燥，收集备用。(3)称取0.5g冻干的改性后的碳纳米纤维粉体、0.5g硅酸三钙粉体、0.01g海藻酸钠粉体，混合均匀，得到固相混合粉体。采用生理盐水作为液相成分，液相成分与固相混合粉体的比例为0.8ml/g，即1g的固相混合粉体中添加0.8ml的液相成分。两相调和成均匀的浆体后，采用3d打印技术制备得到方形的骨修复支架。对比例2使用与实施例2中步骤(3)相同的成孔工艺，以含有质量分数为2％的海藻酸钠的可自固化的硅酸钙体系为基体，制备出多孔支架。将实施例2和对比例2两种支架分别植入新西兰大白兔股骨外侧踝骨缺损部位，植入4周后进行组织切片he染色观察(如附图所示)，结果表明，实施例2支架中有更多的新骨生成(图三)，且生成的新骨中可见纤维的存在。而对比例2支架中新骨生成量明显减小(图四)，说明支架中的纤维结构有较好的诱导新骨形成的作用。实施例3：本实施例首先制备了改性的纳米级生物玻璃纤维，采用含有透明质酸钠的可自固化的无水硫酸钙和半水硫酸钙体系作为无机黏结剂，制备出三维多孔支架，其中透明质酸钠的质量分数是黏结剂中固相成分的1％。具体实施步骤如下：(1)分别量取0.1ml浓盐酸(12mol/l)、10ml正硅酸乙酯、1ml磷酸三乙酯，依次加入到5ml去离子水中，在磁力搅拌的作用下进行水解。水解完成后，向溶液中加入6g硝酸钙，继续搅拌直到完全溶解。将上述溶液在室温下陈化24h形成生物玻璃溶胶。配置质量分数为10％的聚乙烯醇缩丁醛的乙醇溶液，将该溶液与生物玻璃溶胶等体积混合，并搅拌至溶液透明。将该溶液加入到静电纺丝装置的注射器中，调节微量注射泵的速率、高压发生器电压、滚筒接收距离，制备得到纤维直径为100-200nm的生物玻璃纤维原丝。收集该生物玻璃纤维原丝，将其在600-650℃下进行热处理，得到生物玻璃纤维丝。(2)采用手动研磨方法，将上述生物玻璃纤维丝研磨成粒度为10-200μm的纤维粉体。(3)本实施例采用粒子沥滤的方法制备骨修复支架。分别称取0.4g冻干的生物玻璃纤维粉体、0.3g无水硫酸钙粉体、0.3g半水硫酸钙粉体、0.006g透明质酸钠粉体，0.2g颗粒大小为100-300μm的蔗糖颗粒，混合均匀，得到固相混合粉体。采用去离子水作为液相成分，液相成分与固相混合粉体的比例为0.6ml/g，即1g的固相混合粉体中添加0.6ml液相成分。两相调和成均匀的浆体后，将浆体灌注到条形模具中自行固化2h。将固化后的条形样品浸泡到去离子水中，每天更换去离子水，直至蔗糖颗粒完全溶解、样品质量不再减轻为止。最终经冷冻干燥后得到条形的骨修复支架。对比例3使用与实施例3中步骤(3)相同的成孔工艺，以含有质量分数为1％的透明质酸钠的无水硫酸钙和半水硫酸钙体系为基体，制备出多孔支架。将实施例3和对比例3两种支架分别植入新西兰大白兔股骨外侧踝骨缺损部位，植入4周后进行组织切片he染色观察。结果表明，实施例3支架中有更多的新骨生成，且生成的新骨中可见纤维的存在。而对比例3支架中新骨生成量明显减小，说明支架的纤维结构有较好的诱导新骨形成的作用。实施例4：本实施例首先制备了改性的聚乳酸和明胶的混合纤维，采用含有柠檬酸钠的可自固化的氧化镁和磷酸二氢钠体系作为无机黏结剂，制备出三维多孔支架，其中柠檬酸钠的质量分数是黏结剂中固相成分的1％。具体实施步骤如下：(1)分别称取0.5g聚乳酸和0.5g明胶，在37℃磁力搅拌的作用下，溶于10ml六氟异丙醇中。将该溶液加入到静电纺丝装置的注射器中，调节微量注射泵的速率、高压发生器电压、滚筒接收距离，制备得到纤维直径为50-100μm的纤维膜。(2)取下上述纤维膜，在冷冻条件下使用震动球磨机将该纤维膜粉碎成粒度为300-500μm的微米级纤维粉体。收集该纤维粉体，依次对其进行等离子体处理、10×模拟体液(sbf)中表面矿化1天，随后对改性后的纤维粉体进行冷冻干燥，收集备用。(3)本实施例采用气体发泡的方法制备骨修复支架。分别称取0.2g冻干的改性后的纤维粉体、0.4g氧化镁粉体、0.4g磷酸二氢钠粉体、0.008g柠檬酸钠粉体，0.5g碳酸氢钠粉体，混合均匀，得到固相混合粉体。采用生理盐水作为液相成分，液相成分与固相混合粉体的比例为0.9ml/g，即1g的固相混合粉体中添加0.9ml的液相成分。两相调和成均匀的浆体后，将浆体灌注到圆柱型模具中自行固化2h。固化过程中磷酸二氢钠与碳酸氢钠发生化学反应生成co2气体，从而在固化后的支架中形成孔隙。最终经60℃烘干后得到圆柱形的骨修复支架。对比例4使用与实施例4中步骤(3)相同的成孔工艺，以含有质量分数为1％的柠檬酸钠的可自固化的氧化镁和磷酸二氢钠体系为基体，制备出多孔支架。将实施例4和对比例4两种支架分别植入新西兰大白兔股骨外侧踝骨缺损部位，植入4周后进行组织切片he染色观察，结果表明，实施例4支架中有更多的新骨生成，且生成的新骨中可见纤维的存在。而对比例4支架中新骨生成量明显减小，说明支架的纤维结构有较好的诱导新骨形成的作用。此外，以上实施例的抗压强度和孔隙率测试数据如表1所示。表1.实施例1-4制备得到的三维多孔支架的性能参数实施例1实施例2实施例3实施例4抗压强度(mpa)12±0.21.5±0.128±0.315±0.5孔隙率(％)65-7070-7565-7060-65工业实用性本发明的用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料及其制备方法可以在工业上进行生产，并且，本发明的用于骨修复的纤维基三维多孔复合材料可以作为三维多孔支架而使用。当前第1页12