聚癸二酸丙三醇酯靜電紡絲支架的制備及其在組織工程中的應(yīng)用

張曉明 李文博

咸寧市中心醫(yī)院口腔科，咸寧 437100

聚癸二酸丙三醇酯（poly-glycerol sebacate，PGS）作為一種新型可生物降解的非線性三維網(wǎng)狀聚酯彈性體，于2002年由美國(guó)麻省理工大學(xué)Langer R研究組首次合成[1]。PGS具有優(yōu)良的生物相容性、力學(xué)性能和可降解性，在生物工程和生物醫(yī)藥材料領(lǐng)域得到了廣泛的運(yùn)用[2-5]。盡管線性聚酯材料，如聚乙交酯、聚丙交酯已經(jīng)應(yīng)用于硬組織的修復(fù)和再生[6-9]，但由于其高彈性模量和不可塑性，無(wú)法用于受損組織器官的修復(fù)。非線性高分子彈性聚酯材料的制備和應(yīng)用研究得到了人們的密切關(guān)注，本文就其中具有代表性的PGS的靜電紡絲支架的制備和應(yīng)用研究進(jìn)行綜述。

1 PGS靜電紡絲支架的制備

1.1 靜電紡絲

支架材料在組織工程中扮演了一個(gè)重要角色，比如模擬細(xì)胞外基質(zhì)，引導(dǎo)細(xì)胞黏附和繁殖，以及保持正常的組織形態(tài)[10]。與制孔技術(shù)、微成形剝脫技術(shù)[11-12]等制備組織工程支架材料的方法相比，靜電紡絲是一種方便簡(jiǎn)潔、成本低廉的技術(shù)。應(yīng)用靜電紡絲制備出的支架對(duì)細(xì)胞外基質(zhì)有較好的模擬并且結(jié)構(gòu)可控，具有超高的孔隙率和比表面積，而且能夠促進(jìn)細(xì)胞的黏附、生長(zhǎng)和分化，是當(dāng)今組織工程支架制備的熱門選擇。

1.2 PGS靜電紡絲支架的制備

作為一種新型的熱固性彈性體，PGS有許多優(yōu)點(diǎn)，但也存在機(jī)械強(qiáng)度不足、初始降解速率較快等缺點(diǎn)[13-15]。人體不同組織結(jié)構(gòu)的細(xì)胞形態(tài)和大小差異巨大，如骨組織工程支架需100～250 μm的孔徑，而軟骨組織工程只需20～100 μm的孔徑。Lim等[16]也發(fā)現(xiàn)不同的靜電紡絲納米纖維復(fù)合體結(jié)構(gòu)可影響到人類骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞的細(xì)胞重新編程。為了要滿足不同組織工程的需要，研究者多將PGS與其他物質(zhì)共紡，取長(zhǎng)補(bǔ)短，合理調(diào)控溶液濃度、溶劑性質(zhì)、電壓、接收距離以及溶液的濃度和流速，制備出機(jī)械性能和孔隙狀態(tài)等各項(xiàng)指標(biāo)都優(yōu)異的組織工程支架。

聚乳酸是一種被廣泛應(yīng)用于組織工程及其他生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域并且最早獲得了美國(guó)食品和藥物管理局（Food and Drug Administration，F(xiàn)DA）認(rèn)證的生物安全材料。PGS和左旋聚乳酸（poly-L-lactide，PLLA）兩種材料各有優(yōu)缺點(diǎn)：PLLA雖然具有較高的機(jī)械強(qiáng)度，但因結(jié)構(gòu)中缺乏親水性基團(tuán)而嚴(yán)重地影響了其與細(xì)胞的親和性；PGS具有優(yōu)良的生物相容性和可紡性，但機(jī)械強(qiáng)度較差。采用PGS和PLLA共混進(jìn)行靜電紡絲，將兩種材料的優(yōu)點(diǎn)整合，通過(guò)PLLA使支架的力學(xué)性能提高，通過(guò)PGS使支架材料的模量降低，斷裂伸長(zhǎng)率提高，改善材料延展性及親水性能，從而獲得綜合性能優(yōu)異的支架材料。

2 PGS組織工程支架的應(yīng)用研究

PGS靜電紡絲支架已被廣泛應(yīng)用在心臟、血管、骨、神經(jīng)、角膜、皮膚和韌帶等組織工程的研究領(lǐng)域[17-20]。

2.1 心臟組織工程的應(yīng)用

心血管疾病是發(fā)達(dá)國(guó)家人民的主要死因[21]，發(fā)病率居高不下的心肌梗死更使得心肌組織缺乏再生性，最終導(dǎo)致心力衰竭。雖然組織工程技術(shù)還沒(méi)有創(chuàng)造出與正常心臟組織完全一致的功能性人工心臟，但已經(jīng)在多方面取得了成績(jī)。

Ravichandran等[17]應(yīng)用同軸共紡技術(shù)制備出PGS短纖維，將其作為強(qiáng)心劑的藥物載體，其在同等情況下與PLLA支架相比，輔肌動(dòng)蛋白、肌鈣蛋白、肌球蛋白的重鏈和連接蛋白43表達(dá)更多。這表明，PGS短纖維所營(yíng)造的生物環(huán)境為功能性心肌組織再生創(chuàng)造了有利的條件。Park等[22]制備了帶有氣孔微體系結(jié)構(gòu)的多層次PGS支架，結(jié)合心肌細(xì)胞在不同大小的灌注壓下共培養(yǎng)。在220～290 kPa時(shí)表現(xiàn)出最大的拉伸強(qiáng)度，極限強(qiáng)度也比正常成年大鼠左心室心肌組織高出許多，細(xì)胞凋亡減少，連接蛋白-43、基質(zhì)金屬蛋白酶-2、肌鈣蛋白-1表達(dá)增多，表明帶有氣孔微體系結(jié)構(gòu)的多層次PGS支架能適應(yīng)一定的壓強(qiáng)，表現(xiàn)出良好的力學(xué)性能和生物學(xué)性能，為心臟損傷后再修復(fù)提供了基礎(chǔ)支持。澳大利亞莫納什大學(xué)（Monash University）材料工程系制備的攜帶人類胚胎干細(xì)胞的PGS彈性體補(bǔ)丁，經(jīng)培養(yǎng)液預(yù)處理6 d，包裹明膠后，這種復(fù)合的PGS補(bǔ)丁被縫合在大鼠的左心室壁上，保持完整性時(shí)間超過(guò)2周，且沒(méi)有表現(xiàn)出對(duì)心臟的功能有任何的毒副作用[23]。這不僅表明，PGS是適宜人類胚胎干細(xì)胞（human embryonic stem cells，hESCs）生存再生的生物材料，而且這種心臟修復(fù)補(bǔ)丁具有良好的力學(xué)性能和活躍的植入收縮性。

2.2 血管組織工程的應(yīng)用

人造血管攜帶生長(zhǎng)因子可以增強(qiáng)招募宿主細(xì)胞的能力，其中，基質(zhì)細(xì)胞衍生因子就是這種能誘導(dǎo)宿主細(xì)胞遷徙和黏附的生長(zhǎng)因子，這種能力卻因其較短的半衰期而受到限制。Sun等[24]合成了包含肝素和聚合陽(yáng)離子凝聚層的PGS支架，凝聚層形成均勻的支架涂層，不僅使支架保持基質(zhì)細(xì)胞衍生因子（stromal-derived factor-1alpha，SDF-1α）的高負(fù)載率，而且在靜態(tài)和生理活動(dòng)水平下保持了SDF-1α的釋放率。將PGS材料制備成細(xì)小的人造血管，應(yīng)用聚己內(nèi)酯進(jìn)行表面改性后，植入大鼠的腹主動(dòng)脈；1年后進(jìn)行表征測(cè)定時(shí)發(fā)現(xiàn)，肉眼觀上人造血管已經(jīng)和原來(lái)的腹主動(dòng)脈無(wú)異，都是由連續(xù)的內(nèi)皮細(xì)胞、血管中層和外膜層構(gòu)成，80%的人造血管未出現(xiàn)明顯的狹窄、擴(kuò)大和鈣化，且再生層含有神經(jīng)和大量成熟的彈性蛋白。盡管組織排列上與真實(shí)血管存在差異，但是二者的動(dòng)態(tài)機(jī)械順應(yīng)性相似。

2.3 骨組織的應(yīng)用

以前的研究多是關(guān)于軟骨組織工程，表明PGS支架能夠截留營(yíng)養(yǎng)成分，促進(jìn)軟骨組織細(xì)胞的生長(zhǎng)繁殖[25]。最近，Deng等[26]將micro-RNA-31修飾改性的骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞（mesenchymal stem cells，BMSCs）植入PGS支架來(lái)修復(fù)8 mm的大鼠顱骨極限缺損，結(jié)果顯示，micro-RNA-31修飾改性組成骨基因在mRNA和蛋白質(zhì)水平的表達(dá)顯著增強(qiáng)，且觀察到健康新骨和富含高密度礦物質(zhì)的陳骨。更重要的是，在生物體內(nèi)PGS攜帶micro-RNA-31修飾改性的BMSCs展現(xiàn)了優(yōu)異的生物相容性和60%的高再生率。Zaky等[27]進(jìn)行了兔子尺骨極限缺損的實(shí)驗(yàn)，應(yīng)用PGS支架結(jié)合BMSCs修復(fù)缺損部位，8周后使用計(jì)算機(jī)斷層掃描觀察到大量?jī)?yōu)質(zhì)的再生骨組織。Bodakhe等[21]應(yīng)用均質(zhì)化程序使納米羥磷灰石和PGS發(fā)生光敏交聯(lián)，制造出納米復(fù)合體。優(yōu)化的納米復(fù)合材料在體外表現(xiàn)出優(yōu)異的細(xì)胞附著、增殖能力和誘導(dǎo)大鼠骨髓間充質(zhì)細(xì)胞的分化性能，且機(jī)械性能增強(qiáng)，極限強(qiáng)度達(dá)到8 MPa。在大鼠顱頂骨缺損的生物體模型中，復(fù)合體材料也展現(xiàn)出較高的堿性磷酸酶活性和骨再生能力。這種生物相容性、生物活性和機(jī)械性能均佳的復(fù)合體適宜作為載荷骨再生裝置應(yīng)用于微創(chuàng)外科手術(shù)。以上研究均表明，對(duì)于骨缺損，PGS彈性體是一種適宜引導(dǎo)骨再生的支架材料。

2.4 其他方面的應(yīng)用

PGS制成的手術(shù)縫合線既能在傷口愈合后自動(dòng)降解并被生物體吸收，免除患者二次拆線的痛苦，同時(shí)可減少空氣或液體感染所引發(fā)的疾病，避免傳統(tǒng)腸線及纖維蛋白、膠原蛋白縫線可能導(dǎo)致血源性病毒污染的擔(dān)憂，有效促進(jìn)傷口愈合[28-29]。

PGS作為組織再生膜，應(yīng)用到腹膜創(chuàng)傷等各種組織傷病和缺損，不僅防止了干燥、缺血、術(shù)后粘連等臨床并發(fā)癥，限制了手術(shù)切口的收縮、撕裂和腐蝕，還可促使術(shù)后腹膜底層組織修復(fù)能力增強(qiáng)，減少纖維蛋白的沉積，即使沉積也多被纖維素酶降解[30]。如果纖維蛋白堆積且不能得到及時(shí)清除，仍然保持其黏性及與附近組織的粘連，即有可能惡化手術(shù)結(jié)局，情況嚴(yán)重者需要進(jìn)行二次手術(shù)。將乳酸加入PGS得到共聚物，將其作為外科密封劑，與傳統(tǒng)的纖維和膠原密封劑相比，雖然不能更好地促進(jìn)傷口愈合，但是有效地降低了血液病毒感染的危險(xiǎn)。從這方面講，PGS和乳酸共聚物充當(dāng)外科密封劑是一種更好的選擇。

藥物緩釋載體體系是指藥物能按一定的速度在指定時(shí)間內(nèi)釋放到指定的位置，且能夠控制藥物在體內(nèi)的持續(xù)釋放速率，確保藥物在體內(nèi)達(dá)到有效濃度，減小不良反應(yīng)。與傳統(tǒng)不可降解的藥物緩釋體系相比，可生物降解聚合物體系由載體的降解速率控制緩釋速率，藥物性質(zhì)對(duì)其影響較小，包裹藥物量和包裹形狀有更大的選擇空間，釋放速率更加穩(wěn)定，能滿足自身不穩(wěn)定藥物的釋放要求。PGS作為藥物載體的研究[31-32]已有很多。Sun等[32]將摻雜質(zhì)量分?jǐn)?shù)為2%的5-氟尿嘧啶（5-fluorouracil，5-FU）在不同的溫度和時(shí)間下縮聚，隨著溫度和時(shí)間的增加，5-FU PGS的彈性模量和硬度增加，質(zhì)量損失率和5-FU釋放速度降低。Sundback等[23]針對(duì)慢性耳部感染，應(yīng)用鼓膜造孔術(shù)，放置插座型PGS材料，與血管組織接觸過(guò)程中，PGS支持細(xì)胞遷移和酶促降解反應(yīng)，促進(jìn)了炎癥的消除。

2.5 對(duì)其他組織工程支架的改性

PGS材料因具有優(yōu)異的力學(xué)性能以及良好的生物相容性，賦予了其能改善其他物質(zhì)性能的能力。

納米二氧化硅（nanosilica）與PGS進(jìn)行原位聚合反應(yīng)和表面改性，通過(guò)高分子相互作用和納米二氧化硅的分子網(wǎng)絡(luò)，每20 phr拉伸強(qiáng)度從0.9 MPa增加到5.3 MPa[30]。Celli等[33]應(yīng)用靜電紡絲技術(shù)，將聚羥基丁酸戊酯與 PLLA按照7︰3質(zhì)量比的混合物和不同比例的PGS混合物紡絲，發(fā)現(xiàn)與不添加PGS的樣品相比，添加PGS的細(xì)胞黏附性更好。聚丁烯內(nèi)加入不同比例的PGS合成新型多聚物，強(qiáng)度更佳，且在長(zhǎng)期紫外線照射下不易老化。

3 結(jié)論

綜上所述，靜電紡絲技術(shù)制備PGS支架的方法已經(jīng)趨近于成熟，且已成功應(yīng)用于心臟、血管和顱骨等體內(nèi)非承力或承受較小力部位的組織工程，應(yīng)用于關(guān)節(jié)區(qū)等承力部位組織重建的研究較少。Hagandora等[34]將山羊顳下頜關(guān)節(jié)盤纖維軟骨細(xì)胞和PGS共培養(yǎng)，以3種細(xì)胞密度植入，培養(yǎng)24 h、2周、4周。結(jié)果表明，第4周時(shí)組織學(xué)染色發(fā)現(xiàn)大量的膠原和糖胺聚糖，且所有組別的細(xì)胞含量均顯著增加。4周時(shí)PGS支架的正切模量顯著高于24 h時(shí)。在行使功能的過(guò)程中，受力關(guān)節(jié)不斷地受到力學(xué)刺激，組織工程支架除了必須滿足一般組織工程對(duì)支架材料的生物相容性、降解性能、孔隙率等的要求外，還必須滿足纖維軟骨的生物力學(xué)要求。

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