紡織技術(shù)構(gòu)建組織工程肌腱支架的研究進(jìn)展*

(東華大學(xué)紡織面料教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，上海，201620)

肌腱損傷是從事體育運(yùn)動人群的常見損傷之一。肌腱損傷較難完全治愈，復(fù)發(fā)率高，且治療成本較為昂貴，恢復(fù)周期很長。目前肌腱損傷的治療方法主要有自體肌腱移植、同種異體肌腱移植和肌腱假體替代物三種方法，均存在某些弊端。自體肌腱移植存在肌腱供區(qū)缺損的問題，且供區(qū)肌腱多為無滑膜的肌腱，而嚴(yán)重影響功能的肌腱缺損多為有滑膜肌腱。同種異體肌腱移植若為具有活性的異體肌腱移植，會引起嚴(yán)重的免疫排斥反應(yīng)；而經(jīng)過冷凍干燥處理后的同種異體肌腱移植，則保存的僅是膠原纖維，將來仍需要自體肌腱細(xì)胞進(jìn)行替代。人工肌腱假肢雖然近期生物力學(xué)強(qiáng)度較好，但遠(yuǎn)期終會發(fā)生降解，而且會引起感染致假肢排出體外。

隨著材料學(xué)和生物醫(yī)學(xué)的發(fā)展，組織工程肌腱移植有望成為永久性治愈肌腱損傷的理想方法。組織工程生物材料所形成的三維結(jié)構(gòu)支架不但為細(xì)胞獲取營養(yǎng)、生長和代謝提供了一個(gè)有利的空間，也為植入的細(xì)胞分泌細(xì)胞外基質(zhì)并最終形成相應(yīng)的組織或器官提供一個(gè)良好的環(huán)境[1-2]。因此，組織工程肌腱支架的研究是組織工程肌腱的重要研究內(nèi)容之一。

1 組織工程肌腱支架設(shè)計(jì)

1.1 組織工程學(xué)概念及原理

20世紀(jì)80年代末，美國華裔科學(xué)家Fung Y C教授首次提出了組織工程學(xué)的命名，并于1987年被美國國家科學(xué)基金會采納。1993年美國組織工程研究的先驅(qū)者麻省理工學(xué)院Robert Langer教授和哈佛大學(xué)Joseph Vacanti教授在《科學(xué)》雜志上發(fā)表了有關(guān)組織工程科學(xué)發(fā)展前景的文章[1]。此后，組織工程學(xué)在世界各國得到迅猛發(fā)展，成為醫(yī)學(xué)生物研究領(lǐng)域發(fā)展最快的一門學(xué)科。

組織工程學(xué)是一門以細(xì)胞生物學(xué)和材料學(xué)相結(jié)合，進(jìn)行體外和體內(nèi)構(gòu)建組織或器官的新興學(xué)科。該學(xué)科的基本原理是：從機(jī)體獲取少量的活體組織，用特殊的酶或其他方法將細(xì)胞(又稱種子細(xì)胞)從組織中分離出來并在體外進(jìn)行培養(yǎng)擴(kuò)增，然后將擴(kuò)增的細(xì)胞與具有良好生物相容性、可降解和可吸收的生物材料按一定的比例混合，使細(xì)胞黏附在生物材料上形成細(xì)胞—材料復(fù)合物；將該復(fù)合物植入機(jī)體的組織或器官病損部位，隨著生物材料在人體內(nèi)逐漸被降解吸收以及植入的細(xì)胞在體內(nèi)不斷增殖并分泌細(xì)胞外基質(zhì)，最終形成相應(yīng)的組織或器官，從而達(dá)到修復(fù)創(chuàng)傷和重建功能的目的[3]。

與其他傳統(tǒng)方法相比，組織工程化人工肌腱修復(fù)缺損肌腱主要有以下優(yōu)點(diǎn)[4]：

(1)所形成的肌腱組織有活力和功能，可對肌腱缺損進(jìn)行形態(tài)修復(fù)和功能重建，并達(dá)到永久性替代；

(2)以相對少的肌腱細(xì)胞經(jīng)體外培養(yǎng)擴(kuò)增后，修復(fù)嚴(yán)重的肌腱缺損；

(3)按缺損肌腱形態(tài)任意塑形，達(dá)到形態(tài)修復(fù)。

1.2 組織工程肌腱支架的設(shè)計(jì)原則

組織工程的研究涉及種子細(xì)胞、生物可降解材料和組織構(gòu)建三方面的內(nèi)容。作為種植細(xì)胞支架的生物可降解材料，是對細(xì)胞外基質(zhì)的仿生，是保證組織工程化形成的前提，必須具有細(xì)胞外基質(zhì)的功能和作用。因此，組織工程用細(xì)胞支架一般應(yīng)當(dāng)具有以下一些性質(zhì)[5-6]：

(1)良好的生物相容性。支架材料除滿足生物材料的一般要求(如無毒、不致畸等)外，還要利于種子細(xì)胞黏附、增殖，降解產(chǎn)物對細(xì)胞無毒害作用，不引起炎癥反應(yīng)，甚至利于細(xì)胞生長和分化。

(2)良好的生物降解性。支架材料在完成支架作用后應(yīng)能降解，降解速率應(yīng)與組織細(xì)胞生長速率相適應(yīng)，降解時(shí)間應(yīng)能根據(jù)組織生長特性作人為調(diào)控。

(3)具有三維立體多孔結(jié)構(gòu)。支架材料可加工成三維立體結(jié)構(gòu)，孔隙率最好達(dá)90%以上，具有較高的面積體積比。三維立體多孔結(jié)構(gòu)可提供寬大的表面積和空間，利于細(xì)胞黏附生長、細(xì)胞外基質(zhì)沉積、營養(yǎng)和氧氣進(jìn)入及代謝產(chǎn)物排出，也有利于血管和神經(jīng)長入。

(4)可塑性和一定的強(qiáng)度。支架材料應(yīng)具有良好的可塑性，可預(yù)先制作成一定形狀；具有一定的強(qiáng)度，可為新生組織提供支撐，并保持一定時(shí)間直至新生組織具有自身生物力學(xué)特性。

(5)良好的材料—細(xì)胞界面。支架材料應(yīng)能提供良好的材料—細(xì)胞作用界面，利于細(xì)胞黏附、生長，更重要的是能激活細(xì)胞特異基因表達(dá)，維持正常細(xì)胞表型表達(dá)。

(6)良好的消毒性。支架材料應(yīng)能適應(yīng)簡便而有效的消毒技術(shù)和方法，以利于組織工程構(gòu)建前對支架進(jìn)行徹底消毒。

2 組織工程肌腱支架形態(tài)

細(xì)胞支架不僅為特定細(xì)胞提供結(jié)構(gòu)支撐作用，而且還起到模板作用，引導(dǎo)組織再生和控制組織結(jié)構(gòu)。因此，在組織工程中，除了考慮材料的化學(xué)性質(zhì)、表面性能外，還應(yīng)考慮三維支架的結(jié)構(gòu)，如結(jié)構(gòu)形狀，孔隙的形態(tài)、大小、連通性和孔隙率等，以便于細(xì)胞的黏附、滲透和營養(yǎng)物質(zhì)的傳送以及代謝產(chǎn)物交換等，而這些性質(zhì)取決于肌腱支架的制備方法[7-8]。目前紡織結(jié)構(gòu)常用的支架形態(tài)包括纖維狀支架、管狀支架和多元混構(gòu)型支架等。

2.1 纖維狀支架

2.1.1 三維分層纖維支架

通過傳統(tǒng)的紡織技術(shù)容易制備多孔隙的織物，可用于組織工程肌腱支架。目前正在研發(fā)纖維積層技術(shù)和三維立體紡織技術(shù)來構(gòu)建三維層狀纖維結(jié)構(gòu)支架。

Atsuyuki等[9]用直徑為23 μm的聚左旋乳酸(PLLA，相對分子質(zhì)量86 000)纖維為原料，制成平紋機(jī)織物(織物P)和雙層結(jié)構(gòu)織物(織物D，見圖1)兩種結(jié)構(gòu)的織物。平紋機(jī)織物表面光滑，而雙層織物一側(cè)光滑，另一側(cè)呈毛絨須條狀。將兩種織物分別植入兔子背部，對術(shù)后3和6 w時(shí)的織物組織學(xué)和力學(xué)性能進(jìn)行研究。術(shù)后3 w，織物P纖維間細(xì)胞很少，而織物D光滑一側(cè)有大量細(xì)胞黏附，另一側(cè)有大量細(xì)胞向內(nèi)遷移；術(shù)后6 w，織物P間隙遷移細(xì)胞很少，而織物D毛絨須條狀一側(cè)出現(xiàn)條狀再生組織。在脫氧核糖核酸(DNA)數(shù)量上，織物D為(63.4±12.2) μg/cm2，而織物P為(14.6±2.2) μg/cm2。在力學(xué)性能方面：織物D斷裂強(qiáng)力在術(shù)前為(24.3±0.9) N，3 w時(shí)為(32.0±4.2) N，6 w時(shí)為(23.6±5.4) N，最終強(qiáng)力僅下降3%，斷裂功下降24%；織物P斷裂強(qiáng)力在術(shù)前為(76.6±3.5) N，3 w時(shí)為(67±16.4) N，6 w時(shí)為(44.0±3.4) N，最終強(qiáng)力下降了43%，斷裂功下降62%。之后，Atsuyuki等[10]又研究了無細(xì)胞雙層PLLA支架在肌腱重建中的應(yīng)用。將無細(xì)胞雙層PLLA支架和原岡下肌肌腱分別移植到兔子岡下肌受損處進(jìn)行修復(fù)，分別在術(shù)后0、4、8和16w時(shí)對其組織學(xué)和力學(xué)性能進(jìn)行分析。術(shù)后4 w，支架毛絨狀一側(cè)間隙出現(xiàn)細(xì)長紡錘狀細(xì)胞，并且支架內(nèi)部出現(xiàn)纖維狀組織；術(shù)后8 w，細(xì)長紡錘狀細(xì)胞遷移到支架內(nèi)部，再生組織與骨骼開始連接在一起；術(shù)后16 w，類似膠原的纖維組織出現(xiàn)在支架內(nèi)部，并且部分纖維開始被吸收。支架在0、4、8和16 w時(shí)的斷裂強(qiáng)力分別為(21.3±4.2)、(52±14.7)、(69±8.4)和(68.8±12.7) N，剛度分別為(2.6±0.46)、(7.8±2.5)、(8.1±2.5)和(11.1±3.1) N/mm；而原岡下肌肌腱在0、4、8和16 w時(shí)的斷裂強(qiáng)力分別為(16.9±6)、(61.7±9.5)、(78±26.3)和(69.4±14.9) N，剛度分別為(2.42±0.32)、(7.3±2.6)、(11.0±3.1)和(10.2±1.4) N/mm。雙層PLLA支架的斷裂強(qiáng)力和剛度與正常肌腱組織沒有明顯差異，且細(xì)胞生長較好，因此Atsuyuki認(rèn)為這種新型的雙層PLLA支架具有誘導(dǎo)細(xì)胞向組織內(nèi)部遷移的潛力，并且其力學(xué)性能與正常岡下肌肌腱類似。

Caliari等[11]以膠原—黏多糖為原料制成“芯—鞘”結(jié)構(gòu)的雙層復(fù)合支架[圖2(c)]，其中：“芯”部由低密度、各向異性的膠原—黏多糖纖維

圖1 雙層結(jié)構(gòu)織物D

束支架組成[圖2(a)]；“鞘”部由高密度、各向同性的膠原—黏多糖薄膜組成[圖2(b)]。雙層復(fù)合支架“芯”部直徑為6～8 mm，長度為15～30 mm，孔徑為(243±29) μm，拉伸模量為(833±236) kPa；“鞘”部薄膜外徑為12 mm，長度為45 mm，垂直纖維方向和平行纖維方向的拉伸模量基本相同，分別為(636±47)和(693±20) MPa?！靶尽辈康母呖紫堵蕿榧?xì)胞生長提供了環(huán)境，“鞘”部為支架提供足夠強(qiáng)力，滿足了多孔組織工程肌腱支架力學(xué)性能和生物相容性相結(jié)合的要求。

圖2 “芯—鞘”雙層復(fù)合結(jié)構(gòu)肌腱支架

2.1.2 纖維黏接支架(非織造網(wǎng)孔支架)

將生物可降解纖維相互黏接在一起形成多孔性空間結(jié)構(gòu)，為細(xì)胞生長和細(xì)胞間相互作用提供較大表面積[12]。

目前常用生物可降解材料聚乙交酯(PGA)的黏接技術(shù)有兩種。一種方法由Mikos等[13]提出，將PGA纖維浸入PLLA溶液中，在溶劑蒸發(fā)后，兩種聚合物形成復(fù)合物，此時(shí)PGA纖維網(wǎng)狀物就嵌入到PLLA里；然后將復(fù)合物加熱，隨著PGA纖維的熔化，在交叉點(diǎn)的纖維會出現(xiàn)“焊接”現(xiàn)象，從而形成多孔載體材料(圖3)。該支架材料的孔隙率可達(dá)到80%，孔徑也能達(dá)到500μm。另一種方法是使用霧化的PLLA或聚乙交酯—丙交酯(PGLA)，先溶解在氯仿中，然后直接將其噴射到PGA纖維上。Mooney等[14]采用該方法將PGA材料制成管形，并將該管狀材料植入小鼠組織中，17 d后觀察到有纖維狀組織生長，表明采用該材料制成的支架有可能促進(jìn)新生組織的形成。

圖3 纖維黏結(jié)支架的制備流程

2.1.3 非織造纖維支架

將PGA進(jìn)行熔體紡絲得到長絲束，切斷成短纖維后借助針刺技術(shù)制成非織造布。通過纖維直徑和針刺后熱壓條件的改變，可在一定程度上調(diào)整支架的孔隙率和厚度。

George等[15]首先設(shè)計(jì)了非織造網(wǎng)狀纖維支架力學(xué)模型，通過模型預(yù)測支架的拉伸強(qiáng)度和剛度，而后以PGA和PLLA纖維為原料，制作了PGA支架、PLLA支架及PGA/PLLA(50∶50)混合支架(圖4)，通過實(shí)驗(yàn)測試了三種支架的拉伸強(qiáng)度和剛度。模擬所得PGA支架、PLLA支架和PGA/PLLA混合支架沿纖維軸向(PD)的剛度分別為306、168和222 kPa；而實(shí)驗(yàn)測得的PD剛度值分別為(284±34)、(171±14)和(206±16) kPa，且垂直纖維軸向(XD)剛度約為PD方向剛度的1/3。因此，George 認(rèn)為通過結(jié)構(gòu)模型能夠預(yù)測所設(shè)計(jì)支架的剛度。

圖4 非織造網(wǎng)狀混合支架

2.1.4 靜電紡納米纖維支架

在一定條件下，受靜電排斥力、庫侖力和本身表面張力的共同作用，聚合物細(xì)流會沿著不穩(wěn)定的螺旋軌跡彎曲運(yùn)動，在幾十毫秒內(nèi)被牽伸千萬倍，從而形成納米級至亞微納米級超細(xì)纖維[16]。在納米混合支架中，由于納米纖維比表面積大、孔隙率高，有利于細(xì)胞的黏附和細(xì)胞外基質(zhì)的傳遞，并且納米纖維與肌腱細(xì)胞外基質(zhì)的天然納米結(jié)構(gòu)相似，能促進(jìn)骨髓基質(zhì)干細(xì)胞分泌肌腱特定的基質(zhì)，而支架部分作為承受載荷的增強(qiáng)體。

Sahoo等[17]首先以PGLA(GA∶LA=90∶10)為原料，制備了緯平針結(jié)構(gòu)的針織支架，然后利用靜電紡絲技術(shù)將納米纖維噴附在針織支架上，制成混合納米微纖支架(圖5)。該支架具有較大的比表面積，有利于細(xì)胞的黏附。納米纖維直徑為300～900 nm，支架厚度為0.8～1.3 mm，孔徑為2～50 μm。對支架進(jìn)行體外降解和力學(xué)性能測試，發(fā)現(xiàn)其初始拉伸斷裂強(qiáng)力為(56.3±6.66)N，降解14 d后下降為(1.82±0.6)N；初始彈性剛度為(5.80±0.7)N/mm，降解14 d后為(0.64±0.1) N/mm。將豬的骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞(BMSC)接種到納米纖維支架上，發(fā)現(xiàn)36 h后細(xì)胞就開始黏附在支架上，1 w時(shí)增殖細(xì)胞和細(xì)胞外基質(zhì)混合良好，2 w時(shí)支架力學(xué)性能良好。該新型納米混合緯編支架能夠促進(jìn)細(xì)胞接種、細(xì)胞增殖、細(xì)胞分化及細(xì)胞多樣化，可以很好地應(yīng)用在組織工程肌腱移植上。

圖5 緯平針結(jié)構(gòu)納米微纖支架

Zhang等[18]研究了肌腱修復(fù)用仿生支架的功能性和整合性設(shè)計(jì)，強(qiáng)調(diào)肌腱移植的關(guān)鍵不僅在于移植支架具有較好的生物力學(xué)性能，并且能夠促進(jìn)正常腱—骨界面整合，通過使用納米纖維或基于納米纖維的復(fù)合材料支架可以實(shí)現(xiàn)組織工程肌腱修復(fù)的仿生設(shè)計(jì)。

Mathew等[19]以纖維素纖維為原料，制成了納米纖維支架，并進(jìn)行了生物力學(xué)性能實(shí)驗(yàn)。第一步將纖維素纖維溶解在溶劑中形成溶液，然后利用溶液制成納米纖維，進(jìn)而制成質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.5%的納米纖維懸浮液，然后在100 ℃下烘干1 h，在60 ℃、35 MPa下處理6 h，即得纖維素納米纖維網(wǎng)狀支架NF0；第二步在完全真空容器中烘干NF0，再用15 mL等離子液在80 ℃下分別處理90和120 min，得到兩種不同溶解度的纖維素納米復(fù)合材料NF90和NF120。在室溫條件下進(jìn)行力學(xué)性能測試，NF0、NF90和NF120的拉伸強(qiáng)度分別為(105.9±5.5)、(112.2±6.5)和(117.9±6.6) MPa，模量分別為(6.6±0.5)、(8.2±0.8)和(6.8±0.6) GPa，斷裂伸長率分別為(10.3±0.6)%、(7.4±0.8)%和(12.8±1.4)%，而正常肌腱的拉伸強(qiáng)度為28～38 MPa、斷裂伸長率為18%～30%[20]，即納米纖維支架強(qiáng)度明顯優(yōu)于正常肌腱，但斷裂伸長率不滿足使用要求。Mathew等[19]經(jīng)過進(jìn)一步研究發(fā)現(xiàn)，納米纖維復(fù)合支架在模擬人體環(huán)境下測試的力學(xué)性能與室溫下測量值存在差異。在人體環(huán)境下，NF0、NF90和NF120的拉伸強(qiáng)度分別為(64.5±4.9)、(36.2±3.3)和(37.4±2.8) MPa，斷裂伸長率分別為(23.4±2.1)%、(21.3±3.8)%和(20.0±3.1)%，即強(qiáng)度和斷裂伸長率都滿足肌腱使用要求，并且細(xì)胞在幾種支架上黏附、增殖、分化良好。因此，Mathew認(rèn)為纖維素納米纖維復(fù)合支架在肌腱重建中具有潛在的應(yīng)用市場。

Li等[21]用聚己內(nèi)酯(PCL)和PGLA作為原料，將碳酸鈣粉末通過靜電紡絲技術(shù)涂覆在纖維支架表面，形成梯度納米纖維復(fù)合支架(圖6)。將小鼠前成骨細(xì)胞(MC3T3)接種到梯度納米纖維混合支架上，發(fā)現(xiàn)細(xì)胞在支架上黏附、增殖、分化良好，并且支架剛度較大。這種方法可以滿足組織工程肌腱—骨連接修復(fù)要求，今后有望在臨床中得到應(yīng)用。

圖6 梯度納米纖維復(fù)合支架

Chen等[22]首先制作了一個(gè)針織蠶絲支架，將海綿狀蠶絲填充在孔隙上，對支架進(jìn)行鈦納米纖維(RADA16)涂層，得到混合支架(圖7)。支架的孔隙約50～200 μm，將骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞(BMSC)接種到支架上，進(jìn)行3 w的體外培養(yǎng)實(shí)驗(yàn)。與未進(jìn)行RADA16涂層的支架相比，涂層支架上BMSC大量增殖，新陳代謝旺盛，細(xì)胞分化良好；細(xì)胞外基質(zhì)中生腱蛋白含量明顯增加，膠原蛋白和黏多糖增加，且最大拉伸載荷比未涂層支架高7%。這種鈦納米纖維涂層技術(shù)在韌帶組織工程修復(fù)中具有潛在的應(yīng)用市場。

2.2 管狀支架

纖維狀的材料在構(gòu)建復(fù)雜型細(xì)胞支架時(shí)具有一定的優(yōu)越性。纖維狀支架的不足之處在于孔隙率和孔尺寸不易控制，亦不易獨(dú)立調(diào)節(jié)。而管狀支架具有結(jié)構(gòu)穩(wěn)定、孔隙率和孔徑可調(diào)節(jié)等優(yōu)點(diǎn)，已廣泛應(yīng)用于組織工程肌腱支架的構(gòu)建。目前用于管狀支架構(gòu)建的紡織技術(shù)有編織，針織(緯編、經(jīng)編)和非織造等技術(shù)。

2.2.1 編織類支架

編織是一組紗線沿0°方向延伸，而且所有紗線都偏移一個(gè)合適的角度，然后交織在一起形成織物的過程。肌腱呈束狀，因此選用編織法作為肌腱支架的形成方式有其合理性。

圖7 針織蠶絲鈦納米纖維復(fù)合支架

Coopera[23]以PGLA(GA∶LA=90∶10)長絲(5.78 tex)為原料，采用編織的方法編織韌帶支架(圖8)，并對支架進(jìn)行了體外研究。研究表明，編織支架的極限抗張強(qiáng)度為100～400 MPa，應(yīng)力—應(yīng)變曲線與人體正常韌帶組織相似。

圖8 編織類支架

Lu等[24]分別以PGA、PGLA(GA∶LA=18∶82)、PLA長絲為原料，用圓形編織法分別制作了三種前交叉韌帶支架(圖9)。所得三種支架的編織角、表面積、孔隙率和平均孔徑?jīng)]有明顯區(qū)別，支架孔隙率在54%～63%之間，平均孔徑為177～226 μm，纖維直徑為15～25 μm。

圖9 圓形編織法編織支架

Tovar等[25]以聚芳酯(DTD DD)、Ⅰ型膠原蛋白為原料，采用圓形編織法編織聚芳酯/膠原(75∶25)混合支架(圖10)，并進(jìn)行了體內(nèi)研究。將進(jìn)行滅菌處理后的支架植入芬蘭綿羊前交叉韌帶受損處，在移植4和12 w后分別分析細(xì)胞內(nèi)生長情況和支架的強(qiáng)力保持率。4 w后，混合支架的斷裂強(qiáng)力由(944±162) N降為(314±11) N，剛度由(202±46) N/mm降為(86±4.4) N/mm；12 w后，混合支架結(jié)構(gòu)完好，其斷裂強(qiáng)力降為(42±22) N，剛度降為(9±3) N/mm。Tovar等指出，對于前交叉韌帶重建，組織內(nèi)生長是可降解支架獲得成功的關(guān)鍵。

圖10 編織類聚芳酯/膠原混合支架

2.2.2 緯編針織類支架

緯編是將紗線沿緯向喂入針織機(jī)的工作織針，順序地彎曲成圈并相互穿套而形成針織物的一種工藝。與編織結(jié)構(gòu)相比，緯編針織結(jié)構(gòu)具有更高的孔隙率，能為組織向內(nèi)生長提供更多的空間。

Ouyang等[26]以PGLA(GA∶LA=90∶10)為原料，制作緯平針結(jié)構(gòu)針織支架，對針織復(fù)合支架在肌腱重建中組織學(xué)和生物力學(xué)性能進(jìn)行了研究(圖11)。首先制作三組支架：支架Ⅰ接種骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞(BMSCs)，支架Ⅱ不接種BMSCs，支架Ⅲ為正常肌腱；然后將三組支架移植到白兔受損肌腱處，進(jìn)行12 w的重建手術(shù)。研究發(fā)現(xiàn)：術(shù)后2和4 w，支架Ⅰ比支架Ⅱ具有更好的組織結(jié)構(gòu)和組織形態(tài)；而術(shù)后8和12w，支架Ⅰ與支架Ⅱ的形態(tài)與正常肌腱相似，且新生成的肌腱組織的成分主要是Ⅰ型和Ⅲ型膠原蛋白；術(shù)后12 w，支架Ⅰ的拉伸剛度和模量分別達(dá)到正常肌腱的87%和(62.6±13.1)%，而支架Ⅱ的拉伸剛度和模量分別達(dá)到正常肌腱的56.4%和(52.9±13.8)%。

陶沙等[27]以PGA和PLA長絲為原料進(jìn)行合股編織，將編織線在小口徑圓筒針織機(jī)上進(jìn)行緯平針織造，通過改變編織過程中彎紗深度、牽拉力和給紗張力等工藝參數(shù)，可以得到不同幾何性能的緯平針支架，并對不同支架進(jìn)行了體外降解實(shí)驗(yàn)。研究表明，彎紗深度、牽拉力和給紗張力都對支架的口徑、孔隙率、密度和斷裂強(qiáng)力有影響，且緯平針支架在降解過程中力學(xué)性能的衰減主要發(fā)生在前2 w，而質(zhì)量損失在3 w后變化明顯。

2.2.3 經(jīng)編針織類支架

由于技術(shù)上的限制，將經(jīng)編織物做成小孔徑管狀結(jié)構(gòu)比較困難，因此對于經(jīng)編支架目前僅限于平面結(jié)構(gòu)的研究。Chen等[28]以蠶絲和膠原蛋白為原料制備了經(jīng)編針織支架，支架孔隙大小約為1 mm×1 mm(圖12)，將骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞(BMSC)接種到支架上進(jìn)行動物體內(nèi)實(shí)驗(yàn)。體內(nèi)移植12 w后，支架拉伸強(qiáng)力下降了19.6%，從(46.5±9.2) N降為(37.4±3.8) N。通過掃描電鏡觀察到膠原海綿狀微孔主要是蠶絲支架的孔隙部分，并且蠶絲和膠原蛋白相互黏結(jié)在一起。

圖12 經(jīng)編針織支架結(jié)構(gòu)

2.2.4 中空纖維紡絲法

用中空纖維紡絲器可以制備中空纖維管。王光林等[29]用相對分子質(zhì)量73萬的生物可降解聚乳酸(PDLLA)和添加劑一起溶解在溶劑中，除泡后用中空纖維紡絲器通過干濕紡絲法，制成外徑為213 mm、內(nèi)徑為119 mm、壁厚0.14 mm、長4 cm的管狀物，然后進(jìn)行充分洗滌，除去添加劑，制得孔隙率為70%、孔徑為20～40 μm的中空纖維管(圖13)。用該方法制得的中空纖維管可用于周圍神經(jīng)組織工程，但由于孔隙率和孔徑相對較小，在肌腱組織工程上的使用還需作深入研究。

圖13 中空纖維管狀織物

2.3 多元混構(gòu)型支架

使組織工程支架能具有時(shí)空匹配性的另一種方法是從宏觀形態(tài)的組成結(jié)構(gòu)入手，采用多元混構(gòu)型可降解體系(DMBS)。DMBS支架可以定義為由可降解參數(shù)不同而幾何尺度(直徑、厚度)為1～100 μm的要素材料以特定方式排列形成的混合織構(gòu)體系。要素材料的形態(tài)可以從長絲、短纖維，以及棒狀體、片狀體和扁條體等中選擇。

Liang等[30]研究了冷凍片狀脫細(xì)胞肌腱(DTSs)的力學(xué)性能和細(xì)胞黏附再生性。用核酸酶處理DTSs 12 h，測量其各項(xiàng)力學(xué)性能。DTSs拉伸強(qiáng)度、伸長率、拉伸模量和剛度分別達(dá)到正常肌腱的85.62%、123.61%、70.29%和93.07%；DTSs細(xì)胞外基質(zhì)中超過93%的蛋白聚糖和生長因子被保存下來，并且DTSs促進(jìn)了NIH-3T3型成纖維細(xì)胞的黏附和增殖。

3 問題與建議

3.1 面臨問題

目前關(guān)于用組織工程的方法修復(fù)肌腱的研究類文獻(xiàn)很多，很多學(xué)者認(rèn)為組織工程技術(shù)將最終成為修復(fù)肌腱損傷的理想方法，但要想真正取得良好的臨床效果，還需要解決多方面的技術(shù)問題。主要包括支架材料的降解速率與細(xì)胞功能化如何保持同步，如何構(gòu)造模擬人體三維張力環(huán)境，如何同時(shí)使支架具有良好的生物相容性和良好的體內(nèi)力學(xué)性能等。

3.2 研究方向建議

就目前組織工程肌腱支架的研究狀況來看，短期內(nèi)在支架材料上取得重大突破是非常困難的。建議今后可以開展以下幾個(gè)方面的研究工作：

(1)研制新型合成材料和改性天然材料，使其成為符合要求的較為理想的支架材料。這是肌腱組織工程研究的一個(gè)重要方向。

(2)可以開發(fā)具有一定識別功能和特定修復(fù)功能的智能支架材料。這將成為當(dāng)前生物材料研究的前沿課題。

(3)可以對現(xiàn)有不同特性的材料在支架中的合理分布和揚(yáng)長避短進(jìn)行研究，為最終滿足支架同時(shí)具有良好生物相容性和力學(xué)性能提供一種可行途徑[16,31]。

[1] LANGER R, VACANTI J P. Tissue engineering[J]. Science，1993,260(5110):920-926.

[2] STOCK U A, VACANTI J P. Tissue engineering:current state and prospects[J]. Annu Rev Md，2001,52:443-451.

[3] 曹誼林.組織工程學(xué)理論與實(shí)踐[M].上海:上?？茖W(xué)技術(shù)出版社,2004:360.

[4] 劉永濤.肌腱損傷修復(fù)進(jìn)展[J].中國創(chuàng)傷骨科雜志.，2000(4):82-84.

[5] FREED C E, VUNJAK N G, IRON K J. Biodegradable polymer scaffolds for tissue engineering [J]. Bio technology N Y， 1994,12(7):689-693.

[6] KIM B S, MOONEY D J. Development of biocompatible synthe-

tic extracellular matrices for tissue engineering[J]. Trends Biotechnol，1998,16(5):224-230.

[7] NAM Y S, PARK T G. Porous biodegradable polymeric scaffolds prepared by thermally phase separation[J]. J Biomed Mater Res，1999, 47(1):8-17.

[8] NAM Y S, YOON J J, PARK T G. A novel fabrication method of macroporous biodegradable polymer scaffolds using gas foaming salt as a porogen additive[J]. J Biomed Mater Res，2000,53(1):1-7.

[9] ATSUYUKI I, TAKESSHI K, TAKESHI M, et al. Potency of double-layered poly L-lactic acid scaffold in tissue engineering of tendon tissue[J]. International Orthopaedics，2010,34(8):1327-1332.

[10] ATSUYUKI I, TAKESHI K, HIROYUKI F, et al. Application of layered poly (L-lactic acid) cell fee scaffold in a rabbit rotator cuff defect model[J]. Sports Medicine, Arthoscopy, Rehabilitation, Therapy & Technology，2011(3):29-35.

[11] CALIARI S R, MANUEL A R, BRENDAN A C. The development of collagen-GAG scaffold-membrane composites for tendon tissue engineering[J]. Biomaterials，2011,32(34):8990-8998.

[12] 沈新元，孫皎，孫賓，等.生物醫(yī)學(xué)纖維及其應(yīng)用[M].北京:中國紡織出版社,2009:328.

[13] MIKOS A G, BAO Y, CIMA L G, et al. Preparation of poly(glycolic acid) bonded fiber structures for cell attachment and transplantation[J]. Journal of Biomedical Materials Research，1993,27(2):183-189.

[14] MOONEY D T, MAZZONI C L, BREUER C, et al. Stabilized polyglycolic acid fibre based tubes for tissue engineering[J]. Biomaterials，1996,17(2):115-124.

[15] GEORGE C, ENGELMAYR J R, MICHAEL S S. A structural model for the flexural mechanics of nonwoven tissue engineering scaffolds[J]. Tissue Engineering,2006,128(8):610-622.

[16] 郭正，張佩華.基于纖維的組織工程肌腱/韌帶支架的研究進(jìn)展[J].產(chǎn)業(yè)用紡織品，2008，26(4):1-5.

[17] SAHOO S, OUYANG H, GOH J C H, et al. Characterization of a novel polymeric scaffold for potential application in tendon/ligament tissue engineering[J]. Tissue Engineering，2006,12(1):91-99.

[18] ZHANG Xinzhi , BOGDANOWICZ D, ERISKEN C, et al. Biomimetic scaffold design for functional and integrative tendon repair[J]. J Shoulder Elbow Surg，2012,21(2):266-277.

[19] MATHEW A P, KRISTIINA O, DOROTHEE P, et al. Fibrous cellilose nanocomposite scafolds prepared by partial dissolution for potential use as ligament or tendon substitutes[J]. Carbohydrate Polymers，2012,87(3):2291-2298.

[20] DE S R, SARRACINO F, MOLLICA F, et al. Continuous fiber reinforced polymers as connective tissue replacement[J]. Composites Science and Technology，2004,64(6):861-871.

[21] LI Xiaoran , XIE Jingwei , LIPNER J, et al. Nanofiber scaffolds with gradations in mineral content for mimicking the tendon-to-bone insertion site[J]. Nano Letters，2009,9(7):2763-2768.

[22] CHEN Kelei, SAHOO S, HE Pengfei , et al. A hybid silk/RADA-based fibrous scaffold with triple hierarchy for ligament regeneration[J]. Tissue Engineering: Part A，2012,18(13):1399-1409.

[23] COOPERA J A. Fiber-based tissue-engineered scaffold for ligament replacement design considerations and in vitro evaluation[J]. Biomaterials，2005,26(13):1523-1532.

[24] LU H H, COOPER J A, MANUEL S, et al. Anterior cruciate ligament regeneration using braided biodegradable scaffolds: in vitro optimization studies[J]. Biomaterials，2005,26(23):4805-4816.

[25] TOVAR N N. MURTHY S, KOHN J, et al. ACL reconstruction using a novel hybrid scaffold composed of polyarylate fibers and collagen fibers[J]. Journal of Biomedical Materials Research：Part A，2012,100A(11):2913-2920.

[26] OUYANG Hongwei , GOH J C H, THAMBYAH A, et al. Knitted poly-lactide-co-glycolide scaffold loaded with bone marrow stromal cells in repair and regeneration of rabbit achilles tendon[J]. Tissue Engineering，2003,9(3):431-439.

[27] 陶沙，張佩華，郭正，等.組織工程人工肌腱支架的制備工藝及降解性能[J].東華大學(xué)學(xué)報(bào)：自然科學(xué)版，2009(2):153-156.

[28] CHEN Xiao, QI Yiying, WANG Linlin, et al. Ligament regeneration using a knitted silk scaffold combined with collagen matrix[J]. Biomaterials，2008,29(27):3683-3692.

[29] 王光林，楊志明，解慧琪，等.周圍神經(jīng)組織工程材料的預(yù)構(gòu)[J].中國修復(fù)重建外科雜志，2000(2):110-114.

[30] LIANG Juning, ZHANG Yi , CHEN Xiaohe , et al. Preparation and characterization of decellularized tendon slices for tendon tissue engineering[J]. Journal of Biomedical Material Research：Part A，2012,100A(6):1448-1458.

[31] 翟華玲.組織工程人工肌腱的研究進(jìn)展[J].國外醫(yī)學(xué)：生物醫(yī)學(xué)工程分冊，2004(2):104-107.