1.簡介

縫合和縫合技術(shù)數(shù)百年來一直是臨床標(biāo)準(zhǔn)，盡管它們有缺點(diǎn)。縫合取決于技能，并且在應(yīng)用中相對(duì)較慢（Durkaya等人，2005）。用生物相容性液體膠代替將使經(jīng)過培訓(xùn)的急救人員能夠快速干預(yù)。生產(chǎn)合適的無毒膠水配方需要克服許多障礙，因?yàn)樵O(shè)計(jì)參數(shù)需要采用一種對(duì)一般用途安全的簡化方法。理想的組織粘合劑在應(yīng)用中應(yīng)該是液體，立即交聯(lián)成機(jī)械兼容的薄膜，即使在界面水層存在的情況下也能形成組織共價(jià)鍵。（巴加特和貝克爾，2017）。目前，沒有商業(yè)紙巾粘合劑滿足這些要求， 但是基于卡賓的交聯(lián)方法試圖解決當(dāng)前的缺陷。

卡賓是短壽命的中間體，通過分子X-H插入非選擇性地插入分子（包括水/溶劑分子）中，非選擇性地形成共價(jià)鍵（Brunner等人，1980）。卡賓前體二吖啶已被接枝到樹枝狀聚合物上，例如聚酰胺胺（PAMAM），從而產(chǎn)生水溶性PAMAM-g-二吖啶（PDz）粘合劑。樹枝狀聚合物是一個(gè)關(guān)鍵的設(shè)計(jì)選擇——它們避免了聚合物纏結(jié)，允許在低粘度下使用高溶質(zhì)配方。由于 UVA 活化的二嗪堿快速解離到卡賓，PDz 粘合劑具有快速固化（< 1 分鐘）、可調(diào)彈性并粘附在濕基材上以實(shí)現(xiàn)組織粘合應(yīng)用（Mogal 等人，2014a;馮等人，2016）。 芳基二吖啶共軛（接枝）到第五代樹枝狀聚合物（G5-PAMAM，28 kDa）上，在水介質(zhì)中實(shí)現(xiàn)液體到彈性體的光活化轉(zhuǎn)變。盡管有這些吸引人的特性，PDz膠粘劑仍有局限性需要克服。除去水后，純PDz是一種粘性液體，粘度（>50 Pa s）（Shah等人，2019）限制了基于注射器的應(yīng)用，表面潤濕和粘附強(qiáng)度（< 10 kPa）（Feng等人，2016）。水的存在（O-H插入）與組織表面的樹突狀分子和蛋白質(zhì)之間的交聯(lián)競爭。導(dǎo)致粘合強(qiáng)度弱（Nanda等人，2018）。這種效應(yīng)部分是通過用液體低聚物/聚合物（如低分子量聚乙二醇（PEG Mw = 400 Da;在文本中進(jìn)一步縮寫為PEG400）代替水來介導(dǎo)的（Shah等人， 已知PAMAM樹枝狀聚合物可與液體PEG400混溶，形成均勻的聚合物混合物（Risti?和Mijovi?，2009;納塔利和米約維奇，2009 年）。在這些發(fā)現(xiàn)的激勵(lì)下，我們生產(chǎn)了 PDz 和液體 PEG400 的二元混合物，與最初構(gòu)思的水性 PDz 配方（Nanda 等人，2018 年）相比，機(jī)械模量提高了 5 倍（Shah 等人，2019 年）。

二元 PDz/PEG400 配方以前已證明剪切模量高于 100 kPa，PDz 含量為 70%，但如此高的溶質(zhì)濃度 （PDz） 將粘合劑性能限制在 5 kPa（Shah 等人，2019 年）。根據(jù)10-400 kPa范圍內(nèi)的軟組織彈性模量的變化選擇10-100 kPa的目標(biāo)模量（Saraf等人，2007）。根據(jù)商業(yè)/臨床批準(zhǔn)的基于纖維蛋白的粘合劑的粘合強(qiáng)度選擇10 kPa的目標(biāo)粘合強(qiáng)度（Lang等人，2014）。為了在較低的溶質(zhì)含量下實(shí)現(xiàn)更高水平的濕粘合，PDz/PEG400二元膠粘劑采用三級(jí)高分子量PEG（2 kDa、6 kDa和10 kDa）重新配制，以增加分子間樹枝狀架橋的可能性， 從而增加內(nèi)聚強(qiáng)度，同時(shí)最小化純PDz的動(dòng)態(tài)粘度。該策略利用了卡賓優(yōu)先插入H-O-鍵而不是H-C-鍵的觀察結(jié)果（Blencowe等人，2008;莫斯，2006 年）。因此，假設(shè)原始PDz/PEG400負(fù)載長線性分子鏈的PEG（Mn = 2 kDa，6 kDa和10 kDa）會(huì)增加模量和粘附強(qiáng)度。三級(jí)共混 （TB） 粘合劑配方是通過將高分子量 PEG 聚合物與二元 PDz/PEG400（TB 控制）粘合劑混合而獲得的。表1列出了結(jié)核病制劑中大分子的百分比重量（% w/w）及其各自的命名法。 莫斯，2006 年）。因此，假設(shè)原始PDz/PEG400負(fù)載長線性分子鏈的PEG（Mn = 2 kDa，6 kDa和10 kDa）會(huì)增加模量和粘附強(qiáng)度。三級(jí)共混 （TB） 粘合劑配方是通過將高分子量 PEG 聚合物與二元 PDz/PEG400（TB 控制）粘合劑混合而獲得的。表1列出了結(jié)核病制劑中大分子的百分比重量（% w/w）及其各自的命名法。 莫斯，2006 年）。因此，假設(shè)原始PDz/PEG400負(fù)載長線性分子鏈的PEG（Mn = 2 kDa，6 kDa和10 kDa）會(huì)增加模量和粘附強(qiáng)度。三級(jí)共混 （TB） 粘合劑配方是通過將高分子量 PEG 聚合物與二元 PDz/PEG400（TB 控制）粘合劑混合而獲得的。表1列出了結(jié)核病制劑中大分子的百分比重量（% w/w）及其各自的命名法。 表1列出了結(jié)核病制劑中大分子的百分比重量（% w/w）及其各自的命名法。 表1列出了結(jié)核病制劑中大分子的百分比重量（% w/w）及其各自的命名法。

PDz的濃度在所有研究的配方中保持恒定，以評(píng)估長鏈PEG對(duì)TB機(jī)械和粘合劑性能的影響。通過實(shí)時(shí)光流變測量和搭接剪切粘附在濕組織模擬（水合膠原蛋白）底物上的力學(xué)性能來研究TBs的機(jī)械性能。此外，還介紹了UVA交聯(lián)結(jié)核在水性介質(zhì)（鹽水緩沖液）中的浸出液的腫脹和總體百分比。

2.材料和方法

2.1.材料

G5-PAMAM （Mn = 28.8 kDa） 樹枝狀聚合物購自美國Dendritech。3-[4-（溴甲基）苯基]-3-（三氟甲基）二嗪（簡稱“二氮丙啶"）購自日本TCI。甲醇和聚乙二醇（PEG，Mn = 400 Da，2 kDa，6 kDa和10 kDa）從Sigma Aldrich購買并按收到使用。Dermabond™組織粘合劑是從Ethicon購買的。膠原蛋白薄膜購自新加坡日比薄膜。

2.2.粘合聚合物共混物的制備

使用先前發(fā)表的方法將二吖啶接枝到G5-PAMAM樹枝狀聚合物（128個(gè)表面胺官能團(tuán)）上（Nanda等人，2018）。簡而言之，將1000mgPAMAM和181.75mg二吖啶在200mL甲醇中攪拌12小時(shí)，以實(shí)現(xiàn)PDz的15%偶聯(lián)。偶聯(lián)百分比計(jì)算為伯胺和二吖啶之間的比率。將甲醇（50%）中的PDz溶液與純（液體）PEG400混合。該混合物進(jìn)一步與5%PEG溶液（2kDa，6kDa或10kDa）混合，重量比不同，如表1所示。將溶劑（甲醇）在37°C的真空烘箱中除去96小時(shí)。PDz和PEG400的二元混合物以30：70 wt的比例在所有測量中用作對(duì)照（TB對(duì)照）。

2.3.動(dòng)態(tài)力學(xué)性能和固化動(dòng)力學(xué)

通過光流變測量法實(shí)時(shí)評(píng)估 UVA 照射下 TB 的材料特性（存儲(chǔ)、G′ 和損耗模量、G）（圖 1a，Physica MCR 501，美國安東帕）。流變儀連接到 365 nm UVA 源（Omnicure S1000、SG），并以 200 mW cm?2 的恒定功率照射樣品。實(shí)驗(yàn)參數(shù)固定在1 Hz下的1%應(yīng)變，間隙厚度為100 μm（23°C）。測試樣品用10毫米不銹鋼平行板剪切。TB的動(dòng)態(tài)粘度在60 s時(shí)通過將G“除以角頻率（G"/ω）計(jì)算。凝膠點(diǎn)定義為G“ = G'（或tan δ = 1）所需的時(shí)間/UV劑量。

2.4.掃描電子顯微鏡（SEM）成像

光固化結(jié)核的表面形貌是通過兩種聚對(duì)苯二甲酸乙二醇酯（PET）薄膜（2×2cm）之間的20毫克共混物以20J cm?2的有效劑量（PET薄膜反式
任務(wù)損失 ～ 30%）。粘性斷裂表面涂有金涂層
30 秒，用 SEM （Joel 6630） 記錄，加速電壓設(shè)置為 1 kV，工作距離為 11 mm。

2.5.腫脹和質(zhì)量損失研究

通過將7.5 μL（5–10 mg）未固化的粘合劑移液在兩個(gè)1 cm2 PET薄膜之間，評(píng)估交聯(lián)結(jié)核病的腫脹率（%），這些PET薄膜以20 J cm?2的有效UVA劑量進(jìn)行光固化（在200 mW cm-2下持續(xù)100秒）。剝離PET薄膜夾層結(jié)構(gòu)，將交聯(lián)結(jié)核的粘性斷裂表面浸入
磷酸鹽緩沖鹽水（PBS;pH 7.4）在37°C下5和15分鐘。粘性斷裂的表面允許最大的表面積，以實(shí)現(xiàn)快速的水膨脹。在記錄水合樣品的質(zhì)量之前，用不起毛的紙去除多余的水分。溶脹百分比通過稱量溶脹樣品（Mw）相對(duì)于干交聯(lián)粘合劑（M0）的質(zhì)量來計(jì)算：溶脹%=[（Mw - M0）/M0]*100。類似的實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)用于通過測量樣品浸入PBS60 min后的殘余重量來間接確定滲濾液的量。殘余重量計(jì)算如下：% Res. W. = [（M0 – Mr）/M0]*100，其中Mr表示在PBS中穿模后的樣品重量。

2.6.搭接剪切粘合強(qiáng)度

光固化基體的粘合強(qiáng)度基于ASTM標(biāo)準(zhǔn)F2255-05。每種基材（膠原蛋白+玻璃和PET+玻璃）的制備方法如下：將膠原膜和PET膜（2×2cm2;厚度0.02mm）分別用雙面膠帶粘附在載玻片上。在測試前將膠原底物在37°C的水中孵育。將10毫克未治愈的結(jié)核病涂抹在PET表面上并夾在水合膠原蛋白表面上，形成“三明治結(jié)構(gòu)：玻璃/ PET / TB /膠原蛋白/玻璃。三明治通過回形針固定，并通過玻璃/PET透明光固化
有效劑量為20J cm?2（照射功率為200 mW cm?2，持續(xù)100秒）的亞啟動(dòng)劑。基板溫度偏差不超過2°C（數(shù)據(jù)未顯示）。剪切粘合強(qiáng)度是使用拉伸測試儀（Chatillon力測量產(chǎn)品，美國）獲得的。搭接夾層在 50 N 加載單元中承受 3 mm min?1 的拉伸應(yīng)變速率。搭接剪切粘附強(qiáng)度的計(jì)算方法是將
總粘附面積的失效載荷（4 cm?2）。對(duì)于陽性對(duì)照，二元粘合劑（結(jié)核病控制;表1）用有效劑量為20Jcm?2和Dermabond™（2分鐘固化時(shí)間）對(duì)水合膠原膜固化。

2.7.統(tǒng)計(jì)分析

實(shí)驗(yàn)一式三份進(jìn)行，包括光流變測量、粘附、溶脹和失重研究。統(tǒng)計(jì)分析是使用單因素方差分析（OriginPro軟件）對(duì)數(shù)據(jù)集進(jìn)行的，并且在*p < 0.05時(shí)具有顯著性。記錄了很強(qiáng)的相關(guān)性（皮爾遜的r）：r>0.7為正，r>-0.7為負(fù)或反比。

3.結(jié)果和討論

3.1.TB膠粘劑的有效模量可調(diào)諧至250 kPa，PDz含量為30%

添加液體PEG400可將純PDz（15%接枝二嗪）的粘度降低三個(gè)數(shù)量級(jí); 從 55，000 mPa s 增加到 75 mPa s（Shah 等人，2019 年），在使用高 Mn PEG 進(jìn)行加固時(shí)增加到 27，000 mPa s。如圖所示。2b，TB-2K（1），TB-6K（1）和TB-10K（1）具有相似的粘度（165-225 mPa s），而不受PEG鏈長的影響。此外，低濃度PEG TB符合Cilurzo等人使用21G針（≤250 mPa s）的糖漿可檢測性標(biāo)準(zhǔn)（Cilurzo等人，2011年）。高濃度PEG TBs的粘度：TB-2K（10），TB-6K（10）和TB-10K（10）隨PEG鏈長的函數(shù)而增加，具有很強(qiáng)的正相關(guān)關(guān)系（Pearson's r：0.995）。高粘度TB（最多10，000 mPa s）仍然可以在交聯(lián)之前通過刮刀或用錐形注射（Fischer和Fischer，1995）。當(dāng)前配方設(shè)計(jì)的部分動(dòng)機(jī)是廣泛的適用性和簡單的方法，例如急救人員所需的方法。在這方面，生物粘合劑將在環(huán)境溫度下儲(chǔ)存并在環(huán)境溫度下激活 - 因此，所有測量都是在20至25°C的環(huán)境溫度下進(jìn)行的。

從圖所示的光流變曲線中觀察到暴露于UVA光時(shí)的交聯(lián)動(dòng)力學(xué)。1c和d。由于卡賓誘導(dǎo)的分子間交聯(lián)，G′和G“模量立即增加。卡賓通過X-H插入與其附近環(huán)境中的分子共價(jià)交聯(lián)。在TB的情況下，卡賓主要插入來自PAMAM樹狀聚合物的表面暴露的伯胺，來自共混物中任一聚合物的–OH端基（PEG）和–CH2-基團(tuán)。如圖所示，與（TB對(duì)照）相比，引入高M(jìn)n PEG對(duì)凝膠時(shí)間的影響有限。1e.凝膠時(shí)間不顯示固定濃度（1%或10%）下增加的Mn PEG（從2 kDa到10 kDa）的依賴性。TB在交聯(lián)飽和時(shí)達(dá)到99%的G′，UVA劑量為10J cm?2，G′在35-250kPa之間（圖1f）。 請(qǐng)注意，TB-10K （10）、（248 ± 14 kPa） 的 G' 值與純?nèi)軇┖筒缓?PEG 的 PDz （245 ± 25 kPa） 相關(guān)，并且比 TB 對(duì)照組 （40 ± 2 kPa） 高一個(gè)量級(jí)，兩者都用 60 J cm?2 的 UVA 劑量固化（Shah 等人，2019 年）。

結(jié)果表明：PEG鏈長和配固比（1%或10%w/w比;表1）以匹配人體軟組織的比剪切模量，例如胃（8-45 kPa），心室心壁（60-148 kPa）和肝臟（37-340 kPa）（Saraf等人，2007）。 Vakalopoulos等人在與本文采用的光流變測量法（1 Hz，1%應(yīng)變）相似的條件下測量了固化商業(yè)粘合劑和密封劑的剪切模量，發(fā)現(xiàn)固化的Dermabond™（氰基丙烯酸酯）的G′為40 MPa，Bio-glueTM（雙組分，BSA/戊二醛）為25 MPa，Evicel™（纖維蛋白）為2 MPa，Tissucol™（纖維蛋白）為0.6 MPa（Vakalopoulos等人， 2015），比軟組織的G′值高出4個(gè)數(shù)量級(jí)（Valtorta和Mazza，2005;尼科爾和帕利恩，2010 年）。 結(jié)核病制劑表現(xiàn)出與軟組織相似的G'范圍或至少具有相同的數(shù)量級(jí)（Umale等人，2013）。
除了機(jī)械模量外，粘合膜變形文件還應(yīng)模擬組織的應(yīng)力-應(yīng)變J曲線。特別是，成膜聚合物粘合劑在施加應(yīng)力下應(yīng)表現(xiàn)出應(yīng)變硬化行為。匹配的組織彈性以及變形曲線可以防止組織/粘附界面處的應(yīng)力集中并阻止界面粘附失效。當(dāng)粘合劑在動(dòng)態(tài)應(yīng)力（例如血管）下施加在軟組織上時(shí)，此功能特別重要。血管的彈性模量與應(yīng)變有關(guān)，范圍從40mmHg時(shí)的100kPa到220mmHg時(shí)的1MPa（Peterson等人，1960;伯格爾，1961年;默多克等人，2019 年）。如圖所示。1克， 所有光固化TB均表現(xiàn)出對(duì)應(yīng)力的應(yīng)變硬化響應(yīng)，具有線彈性胡克樣行為，并且在生理相關(guān)的機(jī)械載荷（150 mmHg = 20 kPa）下不會(huì)失效。光固化結(jié)核在10-30%剪切應(yīng)變范圍內(nèi)表現(xiàn)出應(yīng)變硬化行為的起始，失效應(yīng)力直接受光固化結(jié)核模量（G'）的影響。

為了證明光固化TB具有應(yīng)變依賴性G'，將高達(dá)10%應(yīng)變和10-30%應(yīng)變的剪切應(yīng)力-應(yīng)變曲線線性擬合以獲得平均G'值。線性擬合用于G'和所有膠膜的粗略估計(jì)，其棕褐色δ <0.1，因此主要被認(rèn)為是彈性的。如圖所示。1小時(shí)，1–10%應(yīng)變下的G'值僅受高M(jìn)n PEG濃度的影響，而不受PEG鏈尺寸（Mn）的影響。在10–30%剪切應(yīng)變下，記錄的G'分別達(dá)到TB-2K（10）、TB-6K（10）和TB-10K（10）的12 kPa、27 kPa和53 kPa值。

3.2.PEG 6K和10K增強(qiáng)TB的相互連接的多孔形貌

由于二吖啶UVA活化到卡賓，分子氮的演變導(dǎo)致聚合物基質(zhì)內(nèi)起泡，從而形成明確的多孔結(jié)構(gòu)（圖2a-h）。純PDz（圖2g）每個(gè)表面的孔徑為～50 μm，具有最多的孔數(shù)。當(dāng)與PEG400（TB控制;無花果。3h） 與其他聚合物共混物相比，二吖啶的 UVA 活化導(dǎo)致最大孔徑 （> 300 μm）。光固化TB（圖2a-f）顯示出明確的多孔結(jié)構(gòu)，具有相當(dāng)均勻的孔徑。對(duì)于高濃度聚乙二醇：TB-2K（10）、TB-6K（10）和TB-10K（10），孔徑隨著聚乙二醇分子量的增加而減小（圖2b，d，f）。這很可能是初始粘度和氮?dú)馊芙舛戎g的協(xié)同作用的結(jié)果， 這與PEG的分子量無關(guān)（Wiesmet等人，2000年）。一旦氮?dú)獬珊耍承跃蜁?huì)抵抗孔的初始膨脹。當(dāng)氣體以更快的速度通過PEG400擴(kuò)散時(shí)（與較高的Mn PEG相比），氣體逸出導(dǎo)致更小的相互連接的孔（圖2d，f）。孔徑和孔隙率的平衡對(duì)于組織再生至關(guān)重要，其中孔徑的控制導(dǎo)致多孔支架網(wǎng)絡(luò)內(nèi)的最佳組織形成（Loh和Choong，2013;吳等人，2018）。 孔徑和孔隙率的平衡對(duì)于組織再生至關(guān)重要，其中孔徑的控制導(dǎo)致多孔支架網(wǎng)絡(luò)內(nèi)的最佳組織形成（Loh和Choong，2013;吳等人，2018）。 孔徑和孔隙率的平衡對(duì)于組織再生至關(guān)重要，其中孔徑的控制導(dǎo)致多孔支架網(wǎng)絡(luò)內(nèi)的最佳組織形成（Loh和Choong，2013;吳等人，2018）。

3.3.TB在10%PEG增強(qiáng)下比TB對(duì)照制劑具有更少的腫脹

光固化結(jié)核表現(xiàn)出與二元結(jié)核對(duì)照相似的溶脹行為。如圖所示。3a，高錳PEGs的低濃度負(fù)荷（1%）顯示出隨著時(shí)間的推移而顯著增加的百分比膨脹，在5分鐘和15分鐘點(diǎn)測量：TB-2K（1），（從160±6到210±30%）和TB-6K（1），（從140±6到230±15%）。即使在15分鐘后也觀察到立即浸出。TB-10K（1）的吸水率從250±35（5分鐘）下降到190±20%（15分鐘）。高濃度PEG TBs的腫脹（圖3b）在5至15分鐘之間沒有統(tǒng)計(jì)學(xué)差異。在PBS（pH = 7.4）中孵育1小時(shí)后，與TB對(duì)照相比，從TB中浸出的未反應(yīng)聚合物量較低（即殘留重量百分比較高;無花果。3c）. –OH基團(tuán)的相對(duì)濃度隨著TB中高M(jìn)n量的增加而降低， 這直接影響卡賓共價(jià)插入PEG鏈的位點(diǎn)。如圖所示。3c，35-45%的交聯(lián)結(jié)核仍然粘附在PET片上。與TB對(duì)照相比，四種TB，即TB-2K（1），TB-6K（10），TB-10K（1）和TB-10K（10）導(dǎo)致更高的界面交聯(lián)（與PET基材），如更高的質(zhì)量保留所表明的那樣。

一般來說，PAMAM樹枝狀聚合物和PEG聚合物在水合環(huán)境中會(huì)膨脹。與二元結(jié)核對(duì)照相比，引入具有固定PDz含量的高M(jìn)n PEG預(yù)計(jì)將誘導(dǎo)更高的腫脹率（Yuan等人，2017）。然而，由于腫脹率在統(tǒng)計(jì)學(xué)上是均勻的，因此沒有觀察到這一點(diǎn)。在六種配方中，只有TB-10K（10）表現(xiàn)出統(tǒng)計(jì)學(xué)上的較高腫脹。這一觀察結(jié)果與我們之前發(fā)表的結(jié)果一致，其中膨脹率與 PEG400 含量無關(guān)，在與 PDz 的二元混合物中高達(dá) 50% w/w 濃度（Shah 等人，2019 年）。均勻的膨脹對(duì)營養(yǎng)物質(zhì)運(yùn)輸?shù)挠绊懹邢蓿≒ark等人，2009），使混合物成為加載疏水藥物和蛋白質(zhì)的有吸引力的載體。 用PEG鏈克服樹枝狀聚合物的陽離子電荷將進(jìn)一步允許聚合物基質(zhì)內(nèi)更安全的細(xì)胞封裝。質(zhì)量保留的改善可歸因于卡賓進(jìn)入PEG主鏈的脂肪族結(jié)構(gòu)域。未交聯(lián)的PEG400預(yù)計(jì)將從聚合物混合物中浸出，而由于更高的交聯(lián)密度，高M(jìn)n PEG預(yù)計(jì)將保留在光固化基質(zhì)中。

3.4.高錳PEG增強(qiáng)增加搭接剪切粘合強(qiáng)度

液體結(jié)核粘合劑用凈365nm UVA劑量20J cm?2照射。選擇該劑量有兩個(gè)原因;1） 20 J cm?2 可實(shí)現(xiàn) 99% 的儲(chǔ)能模量（從光流變測量結(jié)果中可以明顯看出;無花果。1 a，c，d） 和 2），最大暴露劑量 20 J cm?2 是防止皮膚紅斑反應(yīng)的上限，定義如下：
國際非電離輻射防護(hù)委員會(huì)發(fā)布的紫外線照射指南（Wan等人，2012年;保護(hù)和I.C.O.N.-I.R.，2004年）。搭接剪切應(yīng)力/應(yīng)變曲線如圖所示。4一.粘合強(qiáng)度由失效點(diǎn)確定，并在圖中比較值。4b.
光固化TBs的搭接剪切粘附強(qiáng)度（25–45 kPa）在統(tǒng)計(jì)學(xué)上高于二元TB對(duì)照（17 ± 2 kPa;無花果。4b）. 光固化 TB-2K（1） 和 TB-10K（1） 觀察到剪切強(qiáng)度值分別為 45 ± 3 kPa 和 35 ± 1 kPa，并且與 2 分鐘固化的 Dermabond™ 膠 （23 ± 8 kPa; 無花果。4b）. TBs實(shí)現(xiàn)的粘附優(yōu)于GRF/戊二醛（24.5 kPa）（Shojiro等人，1999年）和纖維蛋白膠（14 kPa），但是，應(yīng)該注意的是，這些值在不同底物上會(huì)有所不同（Lauto等人，2008年）。膠粘劑性能的提高并不伴隨著光固化TB機(jī)械性能的改善。對(duì)于TB-2-10（1）配方，動(dòng)態(tài)粘度和G'是相似的，但與TB-2-10（10）系列相比顯示出*的粘合性能。 這歸因于改進(jìn)的卡賓誘導(dǎo)與PEG鏈-CH2基團(tuán)的交聯(lián)。在PEG分子中，平均單體長度近似為0.278nm（Oesterhelt等人，1999），PEG400的計(jì)數(shù)器長度為3.1nm（Ma等人，2014），小于G5-PAMAM樹枝狀聚合物（～5nm）的直徑（Maiti等人，2004）。因此，樹枝狀聚合物分子之間（自交聯(lián)）或樹枝狀聚合物和PEG400（聚合物復(fù)合交聯(lián)）之間都可以交聯(lián)。 樹枝狀分子之間（自交聯(lián)）或樹枝狀聚合物與PEG400（聚合物復(fù)合交聯(lián)）之間都可以交聯(lián)。 樹枝狀分子之間（自交聯(lián)）或樹枝狀聚合物與PEG400（聚合物復(fù)合交聯(lián)）之間都可以交聯(lián)。

使用更長的PEG鏈加強(qiáng)TB控制應(yīng)該增加實(shí)現(xiàn)更高交聯(lián)密度的可能性，因?yàn)榕cPDz直徑相比，增強(qiáng)PEG具有更長的計(jì)數(shù)器長度。基于單體長度，PEG 2 kDa、6 kDa和10 kDa的計(jì)數(shù)器長度分別近似為12.7 nm、38.1 nm和63.1 nm（Ma等人，2014）。隨著鏈長的增加，多個(gè)PDz樹枝狀聚合物可以插入到單個(gè)PEG鏈上，從而形成更加相互連接的基質(zhì)。液體PEG400賦予交聯(lián)基質(zhì)可塑性，但用PEG 2K-10K部分替換會(huì)增加失效前所需的位移和總功（如1%組合物所示）。隨著PEG尺寸的增加，交聯(lián)TB在較低的剪切應(yīng)變下失效，但長聚合物鏈為能量耗散提供了纏結(jié)和節(jié)點(diǎn)， 這可能解釋了TB在失效前處理更高剪切應(yīng)力的能力。手稿中的一些限制是主要成分的未解決毒性。然而，我們之前已經(jīng)證明，沒有PEG的PDz皮下植入物顯示出中度的免疫反應(yīng)，可以通過胺封蓋來緩解（Nanda等人，2018;高等人，2018）。其他人已經(jīng)證明，純聚陽離子PAMAM樹枝狀聚合物不會(huì)從注射部位遷移，因此在直接植入?yún)^(qū)域之外幾乎沒有風(fēng)險(xiǎn)（Niki等人，2015）。其他限制包括配方僅限于的濕基質(zhì)。PEG的混溶性可防止浸入或水下應(yīng)用。應(yīng)該注意的是，這些制劑不限于光活化， 但也可以通過適當(dāng)接枝官能團(tuán)而被電壓激活（Singh等人，2018;平等人，2015b;甘等人，2018）。通過生物粘附和PEG加速藥物遞送的組合，制劑可能超過以前使用聚酯短期藥物遞送的效率（Cheng等人，2015;斯蒂爾等人，2013 年;莫加爾等人，2014b）。

4.結(jié)語

液體聚合物粘合劑混合物由二吖啶接枝枝狀聚合物和不同大小和濃度的PEG大分子制成。這些生物粘合劑配方與低劑量的UVA光快速交聯(lián)，從而形成彈性膜。交聯(lián)混合物的機(jī)械特性模仿軟組織的機(jī)械特性，從而使它們成為加強(qiáng)或替代縫合線和訂書釘?shù)臐撛诤蜻x者。動(dòng)態(tài)模量和粘合強(qiáng)度取決于PEG添加劑的分子量，可以通過UVA光強(qiáng)度和PEG組分的相對(duì)濃度進(jìn)行調(diào)整。這種液體-固體聚合物復(fù)合材料可用于釋放治療劑、修補(bǔ)組織或在未來的外科手術(shù)中的組合。

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